Infarktialueen määrittäminen T1ρ-, TRAFF- ja T2-relaksaatio-menetelmillä sekä gadolinium-myöhäistehostuman avulla

Elias Ylä-Herttuala

Pro gradu-tutkielma

Sovelletun fysiikan koulutusohjelma

Itä-Suomen yliopisto, Sovelletun fysiikan laitos

7. joulukuuta 2015

Tiivistelmä

ITÄ-SUOMEN YLIOPISTO, Luonnontieteiden ja metsätieteiden tiedekunta, Sovel-

letun fysiikan koulutusohjelma, lääketieteellinen fysiikka

Elias Ylä-Herttuala: Infarktialueen määrittäminen T1ρ-, TRAFF-, ja T2-relaksaatio-

menetelmillä sekä gadolinium-myöhäistehostuman avulla

Pro gradu-tutkielma, 68 sivua

Tutkielman ohjaajat: Dos Timo Liimatainen, FT Jari Rautiainen, FM Hanne Hak-

karainen

Joulukuu 2015

Avainsanat: Magneettikuvaus, sydänlihaksen infarktialue, T1ρ, T1ρ-dispersio, TRAFF2,

TRAFF4, T2, LGE

Sydän- ja verenkiertosairaudet ovat tänä päivänä yksi länsimaiden yleisimmistä kuo-

linsyistä. Sydän- ja verenkiertosairauksien havaitseminen ja määrittäminen on tärkeää

siksi, että tällöin pystytään diagnosoimaan ne oikein sekä kehittämään uusia hoitoja

sairauksiin. Magneettikuvaus ja siinä käytetyt kontrastiaineet antavat hyvät työka-

lut sydän- ja verenkiertosairauksien havaitsemiseen. Gadolinium-pohjaiseen kontras-

tiaineeseen perustuva magneettikuvaus sopii parhaiten sekä akuutin että kroonisen

sydänlihaksen infarktialueen tutkimiseen, koska sen avulla saadaan paras erotuskyky

normaalin ja vaurioituneen kudoksen välille. Gadolinium-pohjaista kontrastiainetta

ei kuitenkaan voi käyttää potilailla, joilla on munuaisten vajaatoiminta, koska tällöin

gadolinium ei pääse poistumaan elimistöstä, vaan aiheuttaa myrkytystilan oireita

potilaalle. Tämän takia uusia sisäsyntyisiä magneettikuvauskontrasteja on kehitet-

ty sydänlihaksen infarktialueen havaitsemiseen. Tämän tutkielman tarkoituksena on

tutkia sisäsyntyisten magneettikuvauskontrastien kykyä havaita sydänlihaksen kont-

rastialue ja vertaa näitä löydöksiä gadolinium-pohjaisen kontrastiaineen avulla ha-

vaittuun sydänlihaksen infarktialueeseen. Sydänlihaksen infarktialueen arpikudoksen

havaitsemiseen on sovellettu sisäsyntyistä T1ρ-relaksaatioaikapainotteista magneetti-

kuvausmenetelmää, jolla on aiemmin saatu aikaan koe-eläintutkimuksissa lähes yhtä

hyvä kontrasti normaalin sydänlihaksen ja infarktialueen välille ja mitattu kooltaan

yhtä suuri infarktialue kuin gadolinium myöhäistehostumalla. T1ρ-painotteista mag-

neettikuvausta on tutkittu muutamassa tutkimuksessa ihmispotilaiden sydänlihaksen

infarktialueissa ja se on osoittautunut hyvin lupaavaksi kuvausmenetelmäksi infark-

tialueen havaitsemiseen ja sen koon määrittämiseen. T1ρ-painotteinen magneettiku-

vaus ei kuitenkaan ole vielä kliinisessä käytössä. Toinen sydänlihaksen infarktialueen

tutkimiseen soveltuva magneettikuvausmenetelmä on T2-painotteinen magneettiku-

vaus, koska T2-painotteinen magneettikuvausmenetelmä on herkkä veden määrälle

kudoksessa. Viimeaikoina on kehitetty uutta, pienempitehoista RF-pulssia käyttä-

vä TRAFF-painotteista magneettikuvausmenetelmää ja sillä on saatu lupaavat tulok-

set sydänlihaksen infarktialueen havaitsemisessa. TRAFF-relaksaatiomenetelmän etuna

T1ρ-relaksaatiomenetelmään on TRAFF-relaksaatiomenetelmän pienempi energian ab-

sorptio kohdekudokseen sekä se on T2-relaksaatiomenetelmää parempi havaitsemaan

hidasta molekulaarista liikettä.

ii

Esipuhe

Tämä työ tehtiin biolääketieteen kuvantamisryhmässä A. I. Virtanen instituutissa,

Itä-Suomen yliopistossa vuonna 2015.

Haluan kiittää ohjaajaani dosentti Timo Liimataista mahdollisuudesta tehdä tämä

tutkimus. Lisäksi suuri kiitos kuuluu Hanne Hakkaraiselle, joka auttoi ja ohjeisti mi-

nua pitkin projektia. Projektissa oli paljon tehtävää, mutta sekä Timon että Hannen

tietotaidon ja auttavaisuuden ansiosta niistä selvittiin. Hanne laittoi myös neulat hii-

rien häntiin, jotta pystyisin suorittamaan kontrastiainekuvauksen. Haluaisin kiittää

myös Svetlana Laidista, joka suoritti taidokkaasti LAD-toimenpiteen hiirilleni. Li-

säksi haluan kiittää kokonaisuudessaan tutkimusryhmäämme, johon kuuluu Timon

ja Hannen lisäksi Muhammad Arsalan Khan. Jari Rautiaiselle myös kiitos tutkielman

tarkastamisesta ja kommentoinnista.

Viimeisenä haluan kiittää perhettäni suuresta tuesta ja kannustuksesta opintojeni

eteenpäin viemisessä. Erityiskiitos Salla Kuparille, jonka jokapäiväinen tuki ja avun-

anto on ollut korvaamatonta.

Elias Ylä-Herttuala

elias.yla-herttuala@uef.fi

iii

Sisältö

1 Johdanto 1

2 Sydän 3

2.1 Sydämen rakenne . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3

2.2 Sydänlihaksen iskemia ja infarkti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

3 Teoria 6

3.1 Ydinmagneettinen resonanssi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6

3.2 Nettomagnetisaatio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

3.3 Kuvan muodostus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

3.4 Relaksaatio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12

3.4.1 Blochin yhtälöt . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

3.4.2 T1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

3.4.3 T2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14

3.5 Pyörivä koordinaatisto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15

3.5.1 B1-magneettikenttä . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16

3.5.2 T1ρ-relaksaatio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17

3.5.3 T1ρ-dispersio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

3.5.4 TRAFF . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

3.5.5 TRAFF2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

3.5.6 TRAFF4 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

3.6 Kontrastiaineet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

3.6.1 Gadolinium . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

3.6.2 Ensikierto-perfuusio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23

4 Sydämen magneettikuvaus 24

4.1 Sydämen toiminnallinen magneettikuvaus . . . . . . . . . . . . . . . . 24

4.2 Relaksaatiomenetelmät sydämen magneettikuvauksessa . . . . . . . . 25

4.2.1 T2-painotus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

4.2.2 T1ρ-painotus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26

4.2.3 T1ρ-dispersio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

4.2.4 TRAFF-painotus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

iv

4.3 Sydämen kontrastiainetehosteinen magneettikuvaus . . . . . . . . . . 28

4.3.1 Gadolinium . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28

4.3.2 Ensikierto-perfuusion käyttö sydänkuvantamisessa . . . . . . . 29

5 Menetelmät 30

5.1 Mittaukset . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

5.1.1 Eläinmalli . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

5.1.2 Magneettikuvaus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

5.2 Magneettikuvausmenetelmät . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32

5.2.1 Pilottikuva . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32

5.2.2 Toiminnallinen sydänkuvaus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33

5.2.3 T2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34

5.2.4 T1ρ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35

5.2.5 T1ρ-dispersio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36

5.2.6 TRAFF2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36

5.2.7 TRAFF4 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37

5.2.8 FISP-keräyssekvenssin parametrit . . . . . . . . . . . . . . . . 37

5.2.9 B1-magneettikenttä . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37

5.2.10 Ensikierto-perfuusio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38

5.2.11 LGE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38

5.3 Mittausten analysointi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39

5.3.1 Analysointi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39

5.3.2 Sydämen toiminnan määrittäminen . . . . . . . . . . . . . . . 39

5.3.3 Virhearvojen määrittäminen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40

5.3.4 Tilastolliset menetelmät . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40

6 Tulokset 41

6.1 Toiminnallinen sydämen magneettikuvaus . . . . . . . . . . . . . . . 41

6.2 Relaksaatiomittausten tulokset . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42

6.3 T1ρ-dispersio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45

6.4 TRAFF2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46

6.5 TRAFF4 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47

6.6 T2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47

v

6.7 B1-magneettikenttä . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

6.8 LGE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

7 Pohdinta 52

8 Johtopäätökset 56

vi

1 Johdanto

Magneettikuvaus (Magnetic Resonance Imaging, MRI) on yksi lääketieteellinen ku-

vausmenetelmä, jossa hyödynnetään voimakasta ulkoista magneettikenttää. Sen avul-

la saadaan informaatiota elimistön toiminnasta ja anatomiasta ilman ionisoivaa sätei-

lyä. Anatomiset kuvat onnistuvat magneettikuvauksella erinomaisesti, sillä magneet-

tikuvauksen erityisvahvuutena on hyvä pehmytkudoskontrasti. Elimistön pehmytku-

dos muodostuu pääasiassa vesi- ja rasvamolekyyleistä. Vesimolekyyli koostuu puo-

lestaan kahdesta vetyatomista ja yhdestä happiatomista. Vetyatomi tunnetaan spin-

puoli-hiukkasena ja vetyatomin energiatila jakautuu kahteen energiatilaan ulkoisessa

magneettikentässä. Spin-puoli-hiukkasen virittyessä se siirtyy alemmalta energiati-

lalta ylemmälle, kun se vastaanottaa sähkömagneettista energiaa. Magneettikuvauk-

sessa tämä energia annetaan ulkoisella ja lyhytaikaisella sähkömagneettisella radio-

taajuisella pulssilla eli RF (Radio Frequency)-pulssilla. Ulkoisen radiotaajuuspulssin

on oltava spin-puoli-hiukkasen resonanssitaajuusalueella eli niin sanotulla Larmor-

taajuudella, jotta spin-puoli-hiukkanen virittyy. Kun RF-pulssi kytketään pois päältä,

spin-puoli-hiukkasen viritystila purkautuu, jolloin spin-puoli-hiukkanen palaa ylem-

mältä energiatilalta alemmalle. Tämä energiatilan palautuminen havaitaan radio-

taajuisena signaalina, magneettikuvaussignaalina eli ydinmagneettisena resonanssi-

na (Nuclear Magnetic Resonance, NMR). Tyypillisessä magneettikuvauksessa signaa-

li koostuu spin-puoli-hiukkasten takia pääasiassa kudoksen vesimolekyylien lähettä-

mästä radiotaajuisesta signaalista. [1, 2]

Magneettikuvauksessa voidaan hyödyntää erilaisia menetelmiä, joiden muodostamis-

tapa koostuu sekä sisäisistä että ulkoisista magneettikuvauskontrasteista. Sisäiset

magneettikuvauksen kontrastimenetelmät hyödyntävät elimistön sisäisiä eli luonnol-

lisia NMR-signaalilähteitä, kun ulkoisilla kontrastimenetelmillä muokataan kuvan

kontrastia kontrastiaineen avulla. NMR-signaalien muodostamiin kuvauskontrastei-

hin liittyy NMR-signaalin relaksaatioaika. Relaksaatioaika tarkoittaa aikaa, joka ku-

luu spin-puoli-hiukkasilta palautumiseen ylemmältä alemmalle energiatilalle eli termi-

seen tasapainotilaan. Kontrastiaineen tarkoituksena on muuttaa kuvattavan kohteen

relaksaatioaikoja ja näin parantaa kuvan kontrastia. Relaksaatioajan mittaukseen ja

1

NMR-signaalin havaitsemiseen on magneettikuvauksessa useita eri menetelmiä. Sisäi-

siä magneettikuvauskontrasteja ovat esimerkiksi T1ρ-, TRAFF- (Relaxation Along a Fic-

titious Field) ja T2-relaksaatiomenetelmät. Ulkosyntyinen magneettikuvauskontrasti

on esimerkiksi myöhäistehostumakuvaus eli Late Gadolinium Enhancement (LGE),

missä hyödynnetään gadolinium (Gd)-pohjaista kontrastiainetta. Edellä mainittuja

kuvausmenetelmiä käytetään sydänlihaksen infarktialueen kuvauksessa ja tutkimi-

sessa. Sydänlihaksen infarktialueen varsinaisessa todentamisessa käytetään kliinisesti

LGE-menetelmää [9, 19].

Tämän tutkielman tarkoitus on vertailla sydänlihaksen infarktialueen havaitsemis-

ta ja sen koon määrittämistä sisäsyntyisillä kontrastimenetelmillä ja gadolinium-

pohjaisella kontrastiaineella. Tutkielma käsittelee luvussa 2 ensiksi sydämen anato-

miaa ja fysiologiaa, jonka jälkeen siirrytään luvussa 3 magneettikuvauksen teoriaan,

missä selitetään yleisesti NMR-signaalin syntyminen, sen paikantaminen ja magneet-

tikuvien eri painotusten muodostuminen. Luvussa 4 kerrotaan eri kuvausmenetelmien

perusteet ja niiden käyttäminen sydänlihaksen infarktialueen kuvauksessa. Näiden jäl-

keen luvussa 5 kuvaillaan koe-eläimillä suoritetut mittaukset sekä mitattuun dataan

suoritettu data-analyysi. Tulokset esitellään luvussa 6 ja pohdinta luvussa 7. Lisäksi

johtopäätökset ovat luvussa 8.

2

2 Sydän

2.1 Sydämen rakenne

Sydän on lihasseinämäinen verta pumppaava elin, joka ylläpitää verenkiertoa elimis-

tössämme. Sydän sijaitsee rintaontelossa, joka on vasemman ja oikean keuhkon välis-

sä. Sydämen rakenteen leikkauskuva on esitettynä kuvassa (1). Sydämen leveä tyviosa

osoittaa ylöspäin ja sydämen kärki osoittaa yleensä alaviistoon vasemmalle. Sydämen

pumppaustoiminta ohjataan sähköisesti ja se toimii autonomisen hermoston avulla.

Sydänlihas (myocardium) koostuu sitkosmaisesti toisiinsa liittyneistä poikkijuovaisis-

ta sydänlihassoluista, joiden supistuminen on väsymätöntä. Sydänlihaksen ympärillä

on sydänpussi (pericardium), jonka tehtävänä on kiinnittää sydän ympäröivään ku-

dokseen sekä pitää nestettä sydänlihaksen ja sydänpussin välissä, jolloin sydämen

liikekitka vähentyy. [44]

Kuva 1. Poikkileikkauskuva sydämen rakenteesta [47], [44]. Muokattu kuvasta AP

Graphics Bank [47].

Sydälihaksen sisällä sidekudoslevy muodostaa sydämen kaksi eteistä ja kaksi kam-

3

miota, jotka jaetaan vielä oikeaan ja vasempaan. Oikeaan eteiseen tulee hiilidioksi-

dipitoinen veri elimistöstä ja oikea eteinen siirtää hiilidioksidipitoisen veren oikeaan

kammioon, josta se kulkeutuu keuhkoihin keuhkovaltimoa pitkin. Keuhkoissa hiili-

dioksidi vapautuu verestä keuhkojen ilmaan sekä keuhkojen ilmasta siirtyy happea

vereen laskimoiden ja valtimoiden paine-erojen takia. Happirikas veri palaa keuh-

kolaskimoa pitkin sydämen vasempaan eteiseen, josta se kulkeutuu vasempaan kam-

mioon. Vasemmasta kammiosta happirikas veri pumpataan aortan kautta elimistöön.

Kammioiden sydänlihasseinämät ovat paksumpia kuin eteisten, koska kammioiden on

pumpattava verta suurempaa painetta vastaan. Sydämessä on eteisten, kammioiden

ja verisuonten välillä läppiä, jotka mahdollistavat veren virtauksen vain yhteen suun-

taan. Sydänlihaksella on myös oma verenkierto, josta huolehtivat aortasta lähtevät

vasen etulaskeva sepelvaltimo, vasen kiertävä sepelvaltimo sekä oikea sepelvaltimo.

[44]

Sydänsähkökäyrä eli elektrokardiogrammi (EKG) on sydämen sähköistä toimintaa ku-

vaava signaali, jossa esiintyvät P-, QRS- ja T-aallot (kuva 2). P-aalto kuvaa eteisten

supistumisvaihetta ja QRS-kompleksi kuvaa kammioiden supistumisvaihetta, jossa Q,

R ja S-piikit kuvaavat kolmea eri jännitepiikkiä (kuva 2). P-aallon ja QRS-kompleksin

välillä on EKG-signaalissa tasainen P-Q-väli (kuva 2), koska tässä vaiheessa mikään

sydämenosista ei liiku. QRS-kompleksin jälkeen tulee jälleen tasainen EKG-signaali

eli S-T-väli (kuva 2), joka kuvaa kammioiden supistuksen jatkumista. Näiden vaihei-

den jälkeen tulee T-aalto (kuva 2), joka kuvaa kammioiden lepovaihetta. Eteisten le-

povaihetta ei erikseen EKG-signaalissa havaita, sillä lepovaihe tapahtuu kammioiden

supistumisen aikana, jolloin kammioiden supistumissignaali peittää eteisten lepovai-

heen signaalin. [44]

2.2 Sydänlihaksen iskemia ja infarkti

Sydän- ja verenkiertosairaudet ovat yksi länsimaiden asukkaiden yleisimmistä kuolin-

syistä. Sydänlihaksen infarkti syntyy, kun happirikkaan veren pääsy sydänlihakseen

estyy, jolloin hapettomassa ympäristössä sydänlihassolu vaurioituu tai jopa kuolee.

Sepelvaltimot huolehtivat sydämen omasta verenkierrosta. Sepelvaltimon ahtauman

4

Kuva 2. EKG-signaali, jossa näkyvät P-aalto, QRS-kompleksi, T-aalto, P-Q-väli ja

S-T-väli.

aiheuttaa yleensä sepelvaltimon sisäseinämään kertyvä LDL (low-density lipoproteii-

ni), joka sisältää kolesterolia. Kertynyt LDL muodostaa pullistuman eli plakin sepel-

valtimon sisäseinämään. Tämä plakki voi repeytyä, jolloin repeymän paikalle muo-

dostuu verihyytymä, joka äkillisesti tukkii sepelvaltimon. Tällaisesta valtimotaudis-

ta käytetään nimeä ateroskleroosi. Jos sepelvaltimot ahtautuvat, aiheutuu sydän-

lihassoluille hapenpuutetta, mikä puolestaan kerryttää aineenvaihdunnan tuotteita

sydänlihakseen. Jos sepelvaltimon tukos on äkillinen eikä verenkierron sopeutumis-

ta ehdi tapahtua, seurauksena on sydänlihaksen infarkti sillä alueella, johon veri ei

pääse kulkeutumaan. Kun sydänlihassolujen toiminta hapenpuutteen vuoksi loppuu,

muodostuu sydänlihakseen tällöin ensin nekroosikudos, josta muodostuu arpikudos.

Sydänlihasinfarkti saa joskus myös aikaan nystylihasten repeytymisen, mistä seuraa

hiippaläpän vuoto, joka puolestaan aiheuttaa sydämen vajaatoiminnan. Sydänlihak-

sen iskemia tarkoittaa sydänlihaksen pitkäaikaista hapenpuutetta, joka voi ilmetä

rintakipuna ja sydänlihaksen infarktina [46]. [45]

5

3 Teoria

3.1 Ydinmagneettinen resonanssi

Spin-puoli-hiukkasen energiatila jakautuu kahtia alempaan ja ylempään energiati-

laan ulkoisessa magneettikentässä. Boltzmannin jakauman mukaisesti, mitä korkeam-

pi magneettikenttä, sitä suurempi populaatioero spin-puoli-hiukkasten energiatilojen

välillä, jolloin suurempi magnetisaatio ja signaali-kohina-suhde saadaan mitattua. Tä-

ten magneettikuvauksessa suositaan yleensä korkeaa staattista magneettikenttää B0

[26]. Spin-populaatioihin vaikuttaa myös elimistön lämpötila, koska elimistön ter-

minen energia on noin 105 kertaa suurempi kuin spin-populaatioiden välinen ener-

giaero. Vetyatomille pätevät spinkvanttiluvut -1/2 ja +1/2 eli vetyatomin energia-

tila jakautuu näihin kahteen tilaan vetyatomin ollessa B0:n vaikutuksessa [26]. Vi-

rittyneiden ja ei-virittyneiden spin-populaatioiden välinen suhde saadaan laskettua

yhtälöstä (Nhω0)/(4πkT ), missä N on spin-populaation määrä, h on Planckin va-

kio, ω0 on Larmor-taajuus, k on Boltzmannin vakio ja T on kudoksen lämpöti-

la. Spin-populaatiot jakautuvat energiatiloilleen Boltzmannin-jakauman mukaisesti

[27]. Boltzmannin-todennäköisyysjakauman avulla tiedetään, että virittyneiden spin-

populaatioiden määrä ei-virittyneisiin spin-populaatioihin nähden on erittäin pieni.

Jokaisessa elimistön moolissa on suurin piirtein Avogadron luvun verran kvantittu-

neita spin-puoli-hiukkasia. Tällöin spin-populaatioiden ero on riittävän suuri, jotta

niiden tuottama magneettikuvaussignaali eli ydinmagneettinen resonanssi eli NMR-

signaali voidaan havaita. [2]

NMR-signaali syntyy, kun spin-populaatio viritetään alemmalta energiatilalta ylem-

mälle ja annetaan viritystilan palautua takaisin alemmalle energiatilalle. Spin-

populaation viritys tapahtuu RF-pulssilla, jonka energia on saman suuruinen kuin

alemman ja ylemmän energiatilan välinen energiaero. Viritystilan purkautuminen

tuottaa samanenergisen radiotaajuisen NMR-signaalin kuin millä spin-populaatiota

on viritetty eli energiantilojen välisen energiaeron suuruisen signaalin. Virityksen lo-

puttua spin-populaatio palaa termiseen tasapainotilaan [1]. Terminen tasapainotila

tarkoittaa spin-populaatioiden välillä molempiin suuntiin tapahtuvaa samansuuruis-

ta energian vaihtoa. Viritystilan purkautuminen tunnetaan myös termillä relaksaatio.

6

NMR-signaalin havaitseminen tapahtuu sähkömagneettisen induktion avulla. Sähkö-

magneettinen induktio saadaan aikaan induktiosilmukalla eli kelalla. Johtimiin in-

dusoituu sähkövirta ja jännite, kun muuttuva magneettikenttävuo kulkee silmukan

läpi. NMR-signaalin suuruus on verrannollinen kaavaan (γ3B20ρ0)/T , missä γ on gyro-

magneettinen vakio, B0 on ulkoisen magneettikentän voimakkuus, ρ0 on resonoivien

ydinten tiheys sekä T on kudoksen lämpötila. Kohteeseen lähetetyn radiotaajuisen

pulssin teho on yleisesti noin 105 kertaa suurempi kuin vastaanotetun NMR-signaalin

teho. Tämän takia NMR-signaalia on vahvistettava signaalin keräyksen jälkeen vah-

vistimilla. [2]

3.2 Nettomagnetisaatio

Magneettikuvauksen ideana on hyödyntää erittäin voimakasta B0:aa. Magneetti-

kuvauksessa eri energiatiloihin jakautuneiden spin-puoli-hiukkasten voidaan ajatel-

la toimivan sauvamagneetteina, jotka muodostavat oman magneettikentän ympäril-

leen pyöriessään oman akselinsa ympäri näytteessä. Magneettinen dipolimomentti-

vektori sisältää yhdistelmän sekä jakautuneen spin-puoli-hiukkasen ja B0:n välises-

tä vuorovaikutuksesta että jakautuneen spin-puoli-hiukkasen luomasta omasta mag-

neettikentästä. Magneettisen dipolimomenttivektorin suunta on jakautuneen spin-

puoli-hiukkasen akselin suuntainen eli se on kohtisuorassa jakautuneen spin-puoli-

hiukkasen pyörimissuuntaa vastaan. Tällöin jakautunut spin-puoli-hiukkanen käyt-

täytyy samoin tavoin kuin kompassin magneettinen neula. Kuvassa (3) on esitetty

jakautuneiden spin-puoli-hiukkasten ja niiden muodostamien magneettikenttien eli

magneettisten dipolimomenttien käyttäytyminen näytteessä. Kuvan (3 a)-kohdassa

spin-puoli-hiukkasten magneettikentät ovat järjestyneet satunnaisesti, kun taas ku-

van (3 b)-kohdassa jakautuneiden spin-puoli-hiukkasten magneettikenttiin vaikuttaa

voimakas B0, johon jakautuneet spin-puoli-hiukkaset järjestyvät B0:n suuntaisesti tai

sitä vastaan. Jakautuneiden spin-puoli-hiukkasten magneettisten dipolimomenttivek-

toreiden vektorisummasta syntyy nettomagnetisaatioM0, joka on B0:n suuntainen. [2]

Määritellään B0 siten, että se on laboratoriokoordinaatistossa z-akselin suuntainen.

KuitenkaanM0 (=[Mx0,My0,Mz0]) ei ole koskaan täsmälleen B0:n suuntainen, koska

7

Kuva 3. a) Spin-puoli-hiukkasten satunnainen järjestyminen, kun niihin ei vaikuta

ulkoinen magneettikenttä. b) Spin-puoli-hiukkasten järjestyminen ulkoisen magneet-

tikentän vaikutuksesta.

se pyörii eli prekessoi z-akselin ympärillä. M0:n prekessoinnin aiheuttaa vääntömo-

mentti, joka syntyy spin-populaatioiden ja B0:n välisestä vuorovaikutuksesta. Näin

ollen M0:lla on sekä z-akselin suuntaisia Mz0-komponentteja että sitä vastaan kohti-

suoran xy-tason suuntaisia Mx0- ja My0-komponentteja. M0:n prekessointi tapahtuu

taajuudella, johon vaikuttaa gyromagneettinen vakio ja B0:n voimakkuus. Prekes-

sointitaajuutta kutsutaan Larmor-taajuudeksi ja se voidaan esittää Larmor-yhtälöllä

ω0 = − γ

2πB0 . (1)

Gyromagneettisen vakion (γ/2π):n arvoksi vetyatomille on mitattu 42,58 MHz/T. [2]

Magneettikuvauksessa M0:n lepoprekessointia häiritään poikkeuttamalla M0 B0:n

suunnasta RF-pulssin avulla, joka virittää Larmor-taajuudella olevat spin-populaatiot.

Virityksestä seuraa M0:n kääntyminen xy-tasolle. Mitä enemmän spin-populaatioita

virittyy, sitä enemmänM0 alkaa kääntymään kohti -z-akselin suuntaa xy-tason kaut-

ta. [2]

Yleisesti kohdistamalla M0:aan halutunlainen RF-pulssi, häiritään sen termistä tasa-

painotilaa, jolloinM0:sta muodostuuM (=[Mx,My,Mz]) eliM0 ei ole enää alkutilan-

8

teen z-akselin ympärillä tapahtuvan prekessoinnin suuntainen. Magneettikuvauksen

yleisimmät RF-pulssit ovat 90- ja 180-pulssit. Nämä nimitykset tulevat siitä, että

90 RF-pulssi kääntää M0:n 90:n verran eli xy-tasoon ja 180 RF-pulssi 180:n ver-

ran eli tilanteeseen M || -z. 180-pulssi tunnetaan myös nimellä inversiopulssi. [2]

Kohteen sisällä olevat erilaiset spin-populaatiojoukot ovat samassa vaiheessa, kun M

saavuttaa xy-tason. Vaiheisuusero spin-populaatiojoukkojen välillä alkaa kuitenkin

ajan funktiona kasvaa, koska jokaisella spin-puoli-hiukkasella on oma dipolimoment-

tikenttä eli jokaisella spin-puoli-hiukkasella on keskenään hieman erilainen pyörimis-

nopeus akselinsa ympäri, mikä vaikuttaa vierekkäisten spin-populaatiojoukkojen di-

polimomenttikenttiin. Tästä seuraa se, että poikittainen magnetisaatio eli Mxy alkaa

pienentymään. Käytännössä spin-populaatiojoukkojen muodostamien magneettikent-

tien suunnat alkavat kääntyä vastakkain eli ne alkavat kumota toistensa vaikutuksen.

[2]

Spin-puoli-hiukkasten muodostamat eri spin-populaatiojoukot alkavat palautumaan

yksitellen termiseen tasapainotilaan eli alempaan energiatilaan 90 RF-pulssin jäl-

keen. M :n käyttäytymiseen tämä vaikuttaa siten, että M alkaa kasvamaan spi-

raalimaisesti laboratoriokoordinaatistossa kohti z-akselin suuntaa. M :n spiraali-

maisuus aiheutuu M :n prekessoinnista z-akselin ympärillä. Virittyneiden spin-

populaatiojoukkojen palautuminen alemmalle energiatilalle saa aikaan radiotaajui-

sen signaalin, joka havaitaan sähkömagneettisena induktiona. Havaitusta NMR-

signaalista käytetään termiä FID (Free Induction Decay), joka muodostuu spin-

populaatiojoukkojen ydinmagneettisesta resonanssista ja z-akselin ympärillä tapah-

tuvasta prekessoinnista B0:n vaikutuksesta. Kelan avulla NMR-signaali muunne-

taan sähkomagneettisesta radiotaajuisesta NMR-signaalista jännitteeksi. Magneet-

tikuvauksessa puhutaan FID:n yhteydessä usein kai’usta eli echosta. Kaikuja pys-

tytään muodostamaan spin-kaiku-sekvenssillä eli SE (Spin Echo) sekä kenttä-kaiku-

sekvenssillä eli GE (Gradient Echo). Kaikujen muodostamisessa on se ero, että spin-

kaiku-sekvenssissä tarvitaan ensiksi 90 RF-pulssi ja toiseksi 180 RF-pulssi, jolla

poistetaan vaiheisuusero, mikä tuottaa itse kai’un. Kenttä-kai’ussa on hyvin saman-

lainen toimintaperiaate kuin SE:ssä eli epävaiheistus ja uudelleenvaiheistus, mutta nä-

9

mä tehdään magneettikenttägradienttipareilla eikä RF-pulsseilla kuten SE:ssä. GE:llä

voidaan tyypillisesti tuottaa pienempi kaikuaika kuin SE:lla. [2]

3.3 Kuvan muodostus

Magneettikuvauksen yksi tärkeimmistä tavoitteista on NMR-signaalin paikannus oi-

keaan paikkaan kuvauskohteessa. NMR-signaalin paikannus onnistuu kolmella eri-

suuntaisella kenttägradientilla, jotka luovat hetkellisiä ja paikallisia magneettikentän

muutoksia. Nämä kenttägradientit ovat kohtisuorassa toisiaan vastaan ja niistä käy-

tetään merkintöjä Gx, Gy ja Gz. Merkinnät ovat laboratoriokoordinaatiston mukaisia

ja niistä käytetään virtuaalisia nimityksiä leike-, taajuuskoodaus-, ja vaihekoodaus-

gradientti leikkeen sisäisessä koordinaatistossa. Kenttägradienttien toiminta perustuu

siihen, että ne muodostavat omat, paikan funktiona muuttuvat magneettikentät säh-

kövirran avulla. Paikan funktiona muuttuva magneettikenttä saadaan muodostettua

säätelemällä sähkövirran määrää kenttägradienttikelojen sisällä, jolloin kohteeseen

saadaan asetettua resonanssitaajuus paikan funktiona. Matemaattisesti tämä esite-

tään yhtälön (1) avulla siten, että yhtälö (1) on muodossa ω0(x) = γB0(x), missä x

kuvaa x-akselin suuntaista paikkaa. Täten saadaan muodostettua lineaarisesti muut-

tuva epähomogeeninen magneettikenttä kuvauskohteen sisälle paikan funktiona. Tä-

mä puolestaan aikaansaa lineaarisesti muuttuvan taajuuden paikan funktiona, jonka

avulla NMR-signaali pystytään paikantamaan. [2, 6]

Valitaan nyt leikegradientti z-akselin suuntaiseksi eli B0:n suuntaiseksi. Leikegra-

dientin avulla saadaan aikaan Larmor-taajuinen prekessointi halutussa leikkeessä.

Kun leikegradientin päälle laittaminen ajoitetaan samaan aikaan RF-pulssin kans-

sa, niin halutussa kohdassa eli leikkeessä spin-populaatiot virittyvät. Ideana lei-

kegradientilla on myös muodostaa kuvausleikkeeseen identtinen vaihe ja kääntö-

kulma (Flip Angle). Matemaattisesti leikegradientin toiminta ilmoitetaan kaaval-

la f(z) = f0 + (γ/2π)Gzz, missä f0 = (γ/2π)B0 on Larmor-taajuus, kun z=0.

Näin ollen NMR-signaalia tulee vain halutusta leikkeestä, sillä leikkeen ulkopuolel-

la ei teoriassa tapahdu Larmor-taajuista prekessointia xy-tasossa. Kuvausleikkeen

paksuus määräytyy viritettävän RF-pulssin taajuuskaistan leveydestä ja gradien-

10

tin voimakkuudesta. Tähän vaikuttavat RF-pulssin muoto ja kesto sekä leikegra-

dientin amplitudin suuruus. RF-pulssin taajuuskaistan leveys lasketaan yhtälöllä

∆f ≡ BWRF = (γ/2π)Gz∆z = (γ/2π)GzTH, missä on käytetty yleisesti sovit-

tua ehtoa ∆z ≡ TH, jossa TH on kuvausleikkeen paksuus [2]. [2, 6]

Kuvan muodostaminen leikkeestä onnistuu, kun Larmor-taajuutta muutetaan ku-

vauskohteen leikkeen sisällä. Valitaan nyt taajuuskoodausgradientin suunnaksi leik-

keen kuvamatriisin x-akselin suunta eli horisontaalinen suunta. Taajuuskoodaus-

gradientti muuttaa x-suunnassa Larmor-taajuuksien suuruutta, jonka seuraukse-

na syntyy leikkeen kuvamatriisiin pystysarakkeita, joissa spin-populaatioilla on sa-

ma Larmor-taajuus. Taajuuskoodausgradientin aikana vastaanotetaan siis NMR-

signaalia, joka sisältää kuvan paikkainformaation signaalin taajuusinformaatiossa. [2],

[6]

Paikkainformaation selvittämiseksi viimeisessä suunnssa käytetään vaihekoodausgra-

dienttia. Vaihekoodausgradientin suunnaksi valitaan leikkeen kuvamatriisin y-akselin

suunta eli vertikaalinen suunta. Erona vaihekoodausgradientissa kahteen edelliseen

on se, että vaihekoodausgradientti on päällä vain hetken aikaa. Vaihekoodausgra-

dientti muuttaa spin-populaatioiden resonanssitaajuutta hetkeksi. Kun vaihekoodaus-

gradientin kytketään pois päältä, niin vaihe-ero säilyy eri spin-populaatioiden vä-

lillä leikkeen kuvamatriisin vaakariviellä. Tällä tavoin syntyy samanvaiheiset spin-

populaatiorivit leikkeen kuvamatriisi. Spin-populaatiorivien välinen vaiheisuusero kes-

tää niin kauan, kun Mxy on olemassa. Vaihekoodausgradientin vaihekoodauksien lu-

kumäärä vaikuttaa magneettikuvauksen kokonaisaikaan. Tämän voi nähdä kuvausa-

jan kaavasta Tacq = NyTR, missä Ny on vaihekoodausaskelien lukumäärä y-akselin

suunnassa ja TR (Repetition Time) on magneettikuvaussekvenssin toistoaika eli kah-

den eri RF-pulssin välinen aika [2]. [2, 6]

Magneettikuvaa muodostettaessa kerätään k-avaruus eli taajuus- ja vaihepohjainen

datamatriisi, jonka muodostamiseen käytetään sekä taajuus- että vaihekoodausgra-

dienttia. Kaksiulotteisen magneettikuvan muodostamiseen tarvitaan taajuuskoodaus-

gradienttia, joka kerää k-avaruutta x-akselin suunnassa sekä vaihekoodausgradient-

11

tia, joka kerää k-avaruutta y-akselin suunnassa. Magneettikuvauksen yleisin tapa ke-

rätä k-avaruus on kerätä ensiksi yksi x-akselin suuntainen rivi taajuuskoodausgra-

dientin avulla. Tämän jälkeen NMR-signaalin vaiheisuus muutetaan vaihekoodaus-

gradientin avulla kasvattamalla hieman vaihekoodausgradientin amplitudia, jolloin

päästään seuraavalle k-avaruuden riville. Näitä vaiheita toistetaan niin kauan, kun-

nes k-avaruus on kokonaisuudessaan kerätty. Kolmiulotteisen magneettikuvan tapauk-

sessa z-akselin suunta kerätään toisella vaihekoodausgradientilla. Matemaattisesti

k-avaruuden keräystä eri ortogonaalisista suunnista merkitään ∆kx = (γ/2π)Gxτx,

∆ky = (γ/2π)Gyτy ja ∆kz = (γ/2π)Gzτz. Kerätty raakadata muutetaan taajuusava-

ruudesta käänteisellä Fourier-muunnoksella paikka-avaruuteen, toisin sanoen NMR-

signaalin taajuus ja vaihe muutetaan kuvan spin-populaatiotiheydeksi [30]. [2]

Sähkömagneettisen induktion avulla havaittu NMR-signaali muutetaan ideaalisessa

tapauksessa käänteisellä Fourier-muunnoksella

ρ(z) =∫s(k)e+i2πkzdk , (2)

missä ρ(z) on kuva eli spin-populaatiotiheys ja s(k) on kohteen spatiaalinen taa-

juussignaali. Yhtälö (2) muodostaa yksiulotteisen magneettikuvan. Yhtälön (2) avul-

la saadaan muodostettua sekä kaksi- että kolme-ulotteinen laskuoperaatio lisäämäl-

lä integraalisulkuja saman verran kuin muuttuvia ulottovuuksia eli taajuuspohjaisia

muuttujia on. Nämä uudet ulottuvuudet ovat ortogonaalisia toisiinsa nähden. Yhtä-

lössä (2) lasketaan jokaiselle k-avaruuden matriisipisteelle spin-populaatiotiheys. [2]

3.4 Relaksaatio

Relaksaatioaika on aika, joka kuluu kvantittuneiden spin-populaatioiden viritykses-

tä niiden palautumiseen takaisin termiseen tasapainoon eli palautumiseen ylemmältä

energiatilalta alemmalle. Yleisellä tasolla magneettikuvauksessa relaksaatioaika ku-

vaa kuinka kauanM :llä kuluu virittämisen jälkeen aikaa palautumiseen takaisinM0:n

suuntaiseksi. Mxy- ja Mz-komponenttien relaksaatioaikoja voidaan tarkastella mag-

neettikuvauksessa eri menetelmin. T1ρ- ja RAFF-relaksaatioajat kuvaavat puolestaan

relaksaatioaikoja RF-pulssin aikana. [2]

12

3.4.1 Blochin yhtälöt

Matemaattinen M :n tarkastelu perustuu Blochin yhtälöihin. M :n käyttäytyminen

staattisessa B0:ssa ja RF-pulssin vaikutuksen alaisena perustuu Blochin vektorimuo-

toiseen yhtälöön, joka on

d ~M

dt= γ

2π~Mos × (B0~z +B1

~x‘) + 1T1

(M0 −Mz)z −1T2

~M⊥ , (3)

missä Mos on M :n poikkeama (os=offset) ja M⊥ on M :n xy-tason yhdistelmän kom-

ponentti. Blochin yhtälö kuvaa yleisesti jakautuneen spin-puoli-hiukkasen käyttäyty-

mistä relaksaation, RF-kentän ja poikkeamakentän vaikutuksessa. Yhtälö (3) voidaan

jakaa osiin [1, 2] M :n eri komponenteille

d ~Mz

dt= Mz(t)−Mz,0

T1− γ

2πB1My(t) (4)

d ~Mx

dt= −Mx(t)

T2+ (ω0 − ω)My(t) (5)

d ~My

dt= −My(t)

T2− (ω0 − ω)Mx(t) + γ

2πB1Mz(t) . (6)

3.4.2 T1

T1-relaksaatioaika kuvaa aikaa, jokaM :llä kuluu B0:n suuntaiseen palautumiseen. T1-

relaksaatio on spin-populaatioiden muodostamien hilojen (spin-lattice) välinen vuo-

rovaikutus eli toisin sanoen T1-relaksaatio kuvaa spin-populaatioiden ja niiden ym-

päristön välistä energian vaihtoa. Yleisesti tiedetään, että jokaisella protonilla on

omassa mikroympäristössään kudoksen sisällä ominainen T1-relaksaatioaika, johon

vaikuttaa myös niiden ympäröivä mikroympäristö. Eli jokainen protoni omassa mik-

roympäristössään palautuu alemmalle energiatilalleen omalla nopeudellaan, mikä nä-

kyy rekonstruoidussa magneettikuvassa intensiteettivaihteluna mahdollistaen kudos-

ten erottelemisen. Intensiteettivaihteluun vaikuttaa T1-relaksaatioajan lisäksi myös

spin-populaatioiden tiheys kuvauskohteessa. T1-relaksaatioaika riippuu myös B0:n

suuruudesta, sillä se vaikuttaa spin-populaatioiden palautumisnopeuteen. [2]

13

M :n suuruus z-akselin suuntaan eli M :n pitkittäinen komponentti (Mz) määritellään

kasvavan eksponentiaalisesti ajan funktiona, mikä saadaan differentiaaliyhtälön (4)

ratkaisuna eli

Mz(t) = Mz(0)e−t/T1 +M0(1− e−t/T1) , (7)

missä t on kuvausaika, eli aika, jolloin Mz(t):n amplitudi on mitattu, ja T1 on ku-

doksen relaksaatioaika. Yhtälöstä (7) nähdään, että Mz(t):n amplitudi, eli signaalin

intensiteetti, palautuu eksponentiaalisesti ajan suhteenM0:n suuruiseksi, kun t lähes-

tyy T1:stä. [2]

T1-relaksaatioaikaan vaikuttavat B0:n lisäksi myös kudoksen fysiologiset ominaisuu-

det, kuten esimerkiksi lämpötila ja viskositeetti. Lämpötilalla ei ole suurta merkitystä

kuvauksen ja magneettikuvan muodostuksen kannalta in vivo-tutkimuksissa ja kliini-

sessä käyttöympäristössä, koska ruumiinlämmön oletetaan pysyvän mittauksen ajan

vakiona. Viskositeetilla on puolestaan vaikutusta kuvaukseen ja magneettikuvan muo-

dostukseen, koska se voi vaihdella kudosten välillä mittausten aikana suurestikin. [2]

Yksi T1-relaksaatioaikaa hyödyntävä kuvausmenetelmä on inversiosekvenssi eli IR

(Inversion Recovery). Tärkeänä osana IR-menetelmää on inversioaika eli TI (In-

version Time), jonka aikana 180 RF-pulssin aiheuttaman epätasapainotilan joh-

dosta spin-populaation pitkittäinen magnetisaatio palautuu. Jokaisella kudoksella

on omanlaisensa T1-relaksaatioaika, jonka mukaan TI-aika määräytyy. Tällöin spin-

populaatioiden eri palautumisnopeuksista johtuen tulee kontrastiero optimaalisesti

näkyviin magneettikuviin. Tällöin inversiosekvenssillä pystyy erinomaisesti kuvaa-

maan anatomisia piirteitä kohdekudoksessa. [2, 8]

3.4.3 T2

T2-relaksaatioaika kuvaa aikaa, joka kuluu M :n xy-tason suuntaiseen eli poikittai-

sen Mxy-komponentin vaimenemiseen. T2-relaksaatiosta käytetään yleisesti termiä

spin-spin-vuorovaikutus, koska spin-populaatiot prekessoivat eri taajuuksilla ja näin

ollen niiden välille syntyy vaihe-eroa [41]. Vaihe-erojen syntyminen pienentää Mxy-

komponentin pituutta, joten on luontevaa puhua Mxy-komponentin vaimenemisesta

14

eli T2-relaksaatiosta. Spin-spin-vuorovaikutuksessa vierekkäiset kvantittuneet spin-

populaatiot vuorovaikuttavat toistensa kanssa, jolloin ne ovat herkkiä suskeptibili-

teettieroille ja muille taajuuteen vaikuttaville muutoksille. Spin-populaatioita ym-

päröiviä muutoksia ovat esimerkiksi veden määrän muutokset kohdekudoksessa. T2-

painotetussa magneettikuvauksessa käytetään yleensä pitkää TR:ää ja pitkää kai-

kuaikaa TE:tä (Echo Time), koska tällöin kontrastissa on minimoitu T1-relaksaation

vaikutus ja maksimoitu T2-relaksaatio. Tällöin muun muassa nesteet saadaan mag-

neettikuvassa näkyviin kirkkaampana. T2-relaksaation mittaaminen eripituisilla TE-

ajoilla soveltuukin hyvin sekä veden määrän että veden määrän muutoksen magneet-

tikuvaukseen halutussa kuvauskohteessa. [2, 8]

Mxy-komponentin vaimentuminen saadaan ratkaisemalla yhtälöt (5-6) ja yhdistämäl-

lä ratkaisut Mx(t) = Mxe−t/T2 ja My(t) = Mye

−t/T2 yhdeksi Mxy-tason komponentik-

si, saadaan xy-tason ratkaisuksi

Mxy(t) = M0e−t/T2 , (8)

missä T2 on kudoksen xy-tason vaimenemisaika. Yhtälöstä (8) havaitaan, ettäMxy(t)

pienenee eksponentiaalisesti ajan funktiona. [1, 2]

Yleisesti tiedetään, että T2 ≤ T1. Tähän on syynä spin-populaatioiden muo-

dostama magneettinen dipolimomentti, joka aikaansaa dipolaarisen magneettikent-

tämomentin, mikä taas muuttaa spin-populaatioiden pyörimisnopeutta [26]. T2-

relaksaatioaikaan vaikuttaa kudostasolla B0:n voimakkuus, koska T2-relaksaatioaika

on kääntäen verrannollinen B0:aan. [2]

3.5 Pyörivä koordinaatisto

Magneettikuvauksessa voidaan käyttää hyväksi pyörivää koordinaatistoa (x′ , y′ , z′)

tarkastelukoordinaatistona laboratoriokoordinaatiston sijaan, koska pyörivä koordi-

naatisto helpottaa NMR-signaalin matemaattista tarkastelua sekä auttaa visualisoi-

maan RF-pulssien vaikutusta magnetisaatioon. Yleensä magneettikuvauksessa pyö-

rivän koordinaatiston tapauksessa hyödynnetään efektiivistä magneettikenttää ~Beff,

15

jonka liikkeen mukana M joko pysyy (adiabaattisuusehto) tai ei pysy. Tällöin tark-

kailija havaitsee olevansa paikallaan ja ympärillä oleva koordinaatisto pyörii hänen

ympärillään Larmor-taajuudella, joka määritellään yhtälön (1) avulla. Pyörivän koor-

dinaatiston vaikutus efektiiviseen magneettikenttään esitetään termillä ~∆Bp ja se

muodostuu yhtälöstä~∆Bp = ~B0 + ~Bc , (9)

missä ~B0 on ulkoisen magneettikentän suunta ja suuruus sekä ~Bc on poikkeamaken-

tän suunta ja suuruus Larmor-taajuisesta magneettikentän suunnasta ja suuruudesta.

Larmor-taajuisessa poikkeamakentässä kuvataan pyörivän koordinaatiston pyörimis-

taajuutta. [2, 32]

3.5.1 B1-magneettikenttä

B1-kenttä tarkoittaa magneettikenttää, jonka RF-pulssi muodostaa kuvattavaan koh-

teeseen. B1-magneettikenttä koostuu kahdesta vektorista, jotka pyörivät vastakkai-

siin suuntiin xy-tasossa. Toinen vektoreista pyörii samaan suuntaan kuin prekessoi-

vat spin-populaatiot, mikä saa aikaan voimakkaan reaktion spin-populaatioissa. RF-

pulssin on oltava hyvin lähellä Larmor-taajuutta. Yleisesti B1-magneettikentän mit-

tauksessa mitataan radiotaajuisen RF-pulssin teho ja homogeenisuus kuvausleikkees-

sä. B1-magneettikentän mittaaminen on tärkeää siksi, että RF-kentän homogeenisuus

kertoo kuinka luotettavia pyörivän koordinaatiston relaksaatiomittaukset ovat. Yleen-

sä näiden mittausten ajatellaan olevan luotettavia, kun B1-magneettikenttä poikkeaa

maksimissaan ± 10 % halutusta arvosta. RF-kentän homogeenisuuden mittaaminen

tapahtuu esimerkiksi blokkipulsseilla, joiden amplitudia tai taajuutta ei muokata RF-

pulssin aikana. Blokkipulssin pituuden kasvaessa havaittu NMR-signaali muuttuu ko-

sinifunktion mukaisesti. Kosinifunktion taajuus on sama kuin B1-magneettikentän

amplitudi, joten sovitettaessa B1-magneettikentän mittaukseen kosinifunktio, saa-

daan selville B1-magneettikentän amplitudi. Blokkipulssit sijoitetaan yleensä kuvaus-

sekvenssin eteen. [37]

16

3.5.2 T1ρ-relaksaatio

Pyörivän koordinaatiston relaksaatio on RF-pulssin aikana tapahtuva relaksaa-

tio. Pyörivän koordinaatiston relaksaatiomenetelmiä ovat muun muassa T1ρ- ,

T2ρ- ja RAFF-relaksaatio, joiden toiminta perustuu spin-lukko-menetelmään (Spin-

Lock=SL). M :n palautuminen T1ρ-relaksaation aikana tapahtuu SL-RF-pulssin (SL-

RF-pulssi=spin-lukko-RF-pulssi) eli efektiivisen RF-magneettikentän Beff suuntai-

sena, jos ja vain jos M on ollut alunperin Beff:n suuntainen. Beff sisältää termit

∆B ja B1, missä ∆B tarkoittaa B0:n poikkeamakenttää eli poikkeavuutta Larmor-

taajuisesta magneettikentästä. B1 tarkoittaa magneettikenttää, joka muodostuu RF-

pulsseista. Beff:n suuruus on ∆B:n ja B1:n geometrinen summa ja se esitetään yhtä-

löllä

Beff =√

(B1)2 + (∆B)2 .[2, 32] (10)

Erona T1ρ- ja T2ρ-relaksaatiomittauksilla on se, että T1ρ-relaksaatiomittauksen alussa

pätee Beff,0 || M , kun taas T2ρ-relaksaatiomittauksessa Beff,0 on kohtisuorassa M :aa

vastaan. T1ρ-relaksaatiomittauksen alussa M0 käännetään z′-akselilta x′y

′-tasolle x′-

suuntaisella RF-pulssilla (kuva 4). Kun M on x′y

′-tasolla, niin otetaan käyttöön uusi

SL-RF-pulssi, joka on täsmälleen saman suuntainen kuin se suunta mihinM jää x′y

′-

tasolla. SL-RF-pulssilla pidetäänM :ta lukittuna x′y

′-tasolla halutun ajan. KunM :ta

on pidetty lukossa x′y

′-tasolla halutun ajan verran, niin SL-RF-pulssi kytketään pois

ja M käännetään takaisin z′-akselin suuntaan 90 palautuspulssilla. [2, 32]

T1ρ-relaksaatioaika kuvaa aikaa, jokaM :lla kuluu palautumiseen SL-RF-pulssin aika-

na Beff:n suuntaisesti pyörivässä koordinaatistossa. T1ρ-relaksaatio kuvataan yhtälöllä

Mz(t) = M0e−TSL/T1ρ , (11)

missä TSL (Time of Spin Lock) on spin-populaatioiden lukitusaika ja T1ρ on M :n

palautumisaika Beff -suuntaan. TSL kertoo siis kuinka pitkän ajan SL-RF-pulssi on

kytkettynä päälle ja M on lukittuna x′y

′-tasolle. Perinteisesti T1ρ-relaksaation mit-

taukseen käytetään vakiotehoista jatkuva-aaltoista RF-pulssia. Yleisesti tiedetään,

että T1ρ-relaksaatioaika on joko pidempi tai yhtäsuuri kuin T2-relaksaatioaika, mutta

lyhyempi kuin T1-relaksaatioaika. [2]

17

T1ρ-relaksaatioaikamenetelmä on spesifimpi molekulaariselle liikkeelle kuin T2-

relaksaatioaikamenetelmä [10]. Tämä mahdollistaa T1ρ-relaksaatioaikamenetelmän

säätämisen oikeanlaiseksi halutulle kohdekudokselle, kun tiedetään kudoksen mo-

lekulaarisen liikkeen taajuus. Tällaista mahdollisuutta ei ole, kun käytetään T2-

relaksaatioaikamenetelmää. [2]

3.5.3 T1ρ-dispersio

T1ρ-dispersiomenetelmässä muutetaan SL-RF-pulssien tehoja koskematta SL-RF-

pulssien pituuksiin. Toisin sanoen T1ρ-dispersiomenetelmässä tutkitaan T1ρ-relaksaatio-

aikaa eri SL-RF-pulssien tehon arvoilla eli voimakkuuksilla, jolloin saadaan lisätie-

toa molekyylien liikkeestä. Kun SL-RF-tehon arvo on 0 Hz, niin kyseessä on T ∗2 -

relaksaatio. Kasvattamalla SL-RF-tehon arvoa voimistuu T1ρ-painotus, jolloin voi-

daan muodostaa T1ρ-relaksaatioaikakuvaaja SL-RF-tehon funktiona. [35]

3.5.4 TRAFF

Eräs pyörivän koordinaatiston kuvausmenetelmä T1ρ-relaksaatiomenetelmän lisäk-

si on RAFF. RAFF mittaa myös M :n palautumisaikaa pyörivässä koordinaa-

tistossa RF-pulssin aikana. TRAFF-relaksaation ominaisuutena on se, että TRAFF-

relaksaatiomenetelmässä ei tarvitse kääntää M :ää ennen kuin se lukitaan kuten

T1ρ-menetelmässä, vaan TRAFF-relaksaatiomenetelmässä pyöritetään koordinaatistoa

Beff :n mukana. TRAFF-relaksaatiomenetelmässä käytetään amplitudi- ja taajuusmo-

duloituja pulsseja. Amplitudi- ja taajuusmodulaatiopulssit muodostetaan rekursiivi-

sesti sini-ja kosinifunktioiden avulla, kun koordinaation pyörittämiskertoja lisätään,

koska rekursiofunktioilla muodostetaan aaltofunktioita, joilla lopullinen efektiivinen

kenttä saadaan pysymään aikariippumattomana. Taajuusmodulaation avulla luodaan

fiktiivinen kenttä pyörivään koordinaatistoon ja rekursiivifunktioden avulla fiktiivi-

nen kenttä saadaan uudelleen pyöritettäviin koordinaatistoihin. [43]

M seuraa läheisesti pyörivän koordinaatiston stationaarista Beff-kenttää, joka on li-

neaarisesti aikariippuvainen ja sen kallistuskulmaa z‘ akselin suhteen merkitään α:lla.

18

Kun pyörimismuutossuhde on pieni eli dα/dt Beff (Beff:n voimakkuus voidaan aja-

tella taajuutena), niin adiabaattisuusehto täyttyy eli M pysyy Beff:n pyörimisliikkeen

mukana. Kun adiabaattista ehtoa rikotaan esimerkiksi nopealla Beff:n pyyhkäisyllä y′-

akselin ympärillä, syntyy suuri fiktiivinen kenttäkomponentti dα/dt=C1 (kuva 4). [43]

TRAFF-relaksaatioaika eroaa T1-, T2- ja T1ρ-relaksaatioajoista, mikä perustuu ainakin

osittain dipolaaristen molekyylien käyttäytymiseen. TRAFF-relaksaatiomenetelmän

etu on pienempi vaatimus kohteeseen lähetettävästä RF-tehosta, kun sitä ver-

rataan T1ρ-relaksaatiomenetelmän RF-tehoon. Nyt Beff pidetään vakiona, jolloin

TRAFF-relaksaatiomenetelmässä amplitudi on pienempi kuin SL-pulssin amplitu-

di. Lisäksi kun pyörimiskertojen määrä kasvaa, niin amplitudin suuruus piene-

nee. Tämä on tärkeä etu, sillä RF-pulssin virittäessä spin-populaatioita, lämmit-

tää RF-pulssi samalla kohdekudosta tuomalla kudokseen lisäenergiaa. Tämän ta-

kia TRAFF-relaksaatiomenetelmän SAR (Specific Absorption Rate)-arvot, jotka ku-

vaavat kudoksen RF-pulssin lämmittävää vaikutusta, ovat pienempiä kuin T1ρ-

relaksaatiomenetelmällä. [36, 42, 43]

Yleisesti pyörivän koordinaatiston oletuksena on se, että sen avulla tuotettujen relak-

saatiomenetelmien NMR-signaalien sisältämä tieto kuvaa herkemmin kahden vierek-

käisen spinpopulaation eroavaisuudet kuin perinteiset relaksaatiomenetelmät. Tällai-

sia ovat esimerkiksi vesimolekyylien ja hyvin järjestäytyneiden proteiinien sisältämät

spin-populaatiot, koska ne aiheuttavat kudokseen dipolaarisen ilmiön ja vaihtovuoro-

vaikutuksen kvantittuneiden spin-populaatioiden välille. [36, 43]

3.5.5 TRAFF2

Kuvauskohteeseen alkaa muodostumaan x′z

′-pyörimistasolle magneettikenttä Beff,2

eli toisen pyörivän koordinaatiston efektiivinen kenttä, kun Beff-kenttää pyöritetään

x‘z‘-tasossa. Koordinaatiston pyörimisnopeus eli taajuuspyyhkäisy muodostaa fiktii-

visen kenttäkomponentin C1:n kaksoispyörivässä koordinaatistossa eli toiseen kertaan

pyöritetyssä koordinaatistossa (kuva 4). Beff,2:n amplitudi esitetään vektorisummalla

Beff,2 =√

(Beff)2 + (C1)2 . (12)

19

Nyt Beff ja M alkavat pyörimään Beff,2:n ympäri. Beff,2:n suuruus riippuu siis sekä

Beff:stä että C1:stä, jolloin Beff,2:n amplitudia ja orientaatiota voidaan muuttaa muut-

tamalla Beff:n ja C1:n arvoja. Koordinaatistoa on pyöritetty siis siten, että y′-akseli

pysyy paikoillaan, jolloin on voimassa y′′ = y′ (kuva 4). Tämä tarkoittaa sitä, että

uudessa pyöritetyssä koordinaatistossa on y′-akseli samassa suunnassa ja orientaa-

tiossa kuin edellisessä pyöritetyssä koordinaatistossa. Nämä koordinaatistopyörityk-

set eli muunnokset on rakennettu yksinkertaistamaan tilannetta, koska efektiivisten-

ja fiktiivisten kenttäkomponenttien amplitudit pysyvät stationaarisina koordinaatis-

ton viimeisessä pyörittämiskerrassa (TRAFF2:n tapauksessa: Beff ja C1). Tällä tavoin

syntyy TRAFF2-relaksaatiomenetelmä, jonka avulla pystytään tutkimaan miten fiktii-

vinen kenttä vaikuttaa relaksaatioon. TRAFF2-relaksaatioaika mittaa siis aikaa, joka

kuluM :n palautumiseen fiktiivisessä magneettikentässä kaksoispyörivässä koordinaa-

tistossa. [36, 43]

Kuva 4. Pyörivän koordinaatiston pyörittämisperiaate. Ensimmäinen pyörivä koor-

dinaatisto kuvaa T1ρ-relaksaatiomenetelmän poikkeumaresonanssin spinlukkoa. Kak-

soispyörivässä koordinaatistossa pyöriminen tapahtuu siten, että y′-akseli pysyy pai-

koillaan, jolloin on voimassa y′′ = y′ , jossa uusi efektiivinen kenttä Beff,2 on statio-

naaristen Beff - ja C1-kenttäkomponenttien vektorisumma, missä fiktiivinen kenttä-

komponentti C1 muodostuu taajuuspyyhkäisystä. Vastaavasti muodostuu kolmois- ja

neloispyörivä koordinaatisto.

20

3.5.6 TRAFF4

Jatkamalla pyörivän koordinaatistojen muunnosta ensiksi x′′ :n ympäri ja sitten y′′′ :n

ympäri, muodostetaan TRAFF4-relaksaatiomenetelmä. TRAFF4-relaksaatiomenetelmän

stationäärisenä akselina toimii y′′′=y′′′′ (kuva 4). Muuten TRAFF4-relaksaatiomenetel-

mässä on sama toimintaperiaate kuin TRAFF2-relaksaatiomenetelmässä. TRAFF4-

relaksaatiomenetelmän efektiivisen kentän merkintänä käytetään Beff,4 (kuva 4). Kas-

vattamalla koordinaatistomuunnosten määrää saadaan kasvatettua fiktiivisen kentän

suuruutta, mikä johtaa fiktiivisen kentän komponentin osuuden kasvamiseen efektii-

visessä kentässä [43]. [36]

3.6 Kontrastiaineet

Kontrastiaineet muodostuvat ferro- ja paramagneettisista yhdisteistä eli ne muuttu-

vat magneettisiksi, kun ulkoinen magneettikenttä vaikuttaa niihin. Ferro- ja paramag-

neettiset yhdisteet aiheuttavat kohdekudoksessa myös magneettikentän epähomogee-

nisuutta, mikä taas aikaansaa kontrastivaihtelua kudosten välillä. Kontrastiaineilla

saadaan yleensä tuotettua spesifimpiä magneettikuvia kuin sisäsyntyisillä kontrasti-

menetelmillä, sillä kontrastiaineet lyhentävät T1- ja T2-relaksaatioaikoja, jolloin nii-

den avulla saadaan kontrastieroja kasvatettua kohdekudoksessa. Yleisimpiä käytet-

tyjä kontrastiaineita magneettikuvauksessa ovat esimerkiksi gadolinium ja rautana-

nopartikkelit. [8]

Kontrastiaineiden aiheuttama relaksaatio voidaan kuvata niin sanotun pallorelaksaa-

tion avulla. Pallorelaksaatiossa voi olla kyse joko sisäisestä tai ulkoisesta pallorelak-

saatiosta. Sisäisessä pallorelaksaatiossa kompleksimolekyyli (kontrastiainekompleksi)

rakennetaan siten, että kohdekudoksen solunulkoisen nesteen protonit pääsevät hy-

vin lähelle vaikuttavaa ionia tai yhdistettä. Ulkoisesta pallorelaksaatiosta puhutaan

silloin, kun kompleksimolekyylin pinnalla on vaikuttava ioni tai yhdiste, jolloin solun

ulkoisen nesteen protonit pääsevät vuorovaikuttavat ionien ja yhdisteiden kanssa. Jos

sisäinen ja ulkoinen pallorelaksaatio tapahtuvat yhtä aikaa, niin tällöin niiden sum-

masta muodostetaan kokonaisrelaksaatio. [28]

21

3.6.1 Gadolinium

Gadolinium (Gd) on elimistön lämpötiloissa myrkyllinen paramagneettinen alkuaine,

jonka järjestysluku on 64. Gd liitetään ulkoiseen kelaattimolekyyliin eli kompleksiin,

jotta Gd:n myrkyllisyys lieventyisi [8]. Kompleksi rakennetaan niin, että kohdeku-

doksen protonit pääsisivät mahdollisimman helposti lähelle Gd-ionia. Gd:n vaikutus

T1-realksaatioaikaan perustuu siihen, että Gd-kompleksi päästää kohdekudoksen pro-

tonit hyvin lähelle Gd-ionia eli kontrastiaineen pääpaino on sisäisessä pallorelaksaa-

tiossa. Gd vaikuttaa kohdekudoksen protonien magneettikenttään ja siten relaksaa-

tioaikaan, mikä taas saa aikaan kontrastin muutoksen magneettikuvassa verrattuna

magneettikuvaan, jossa ei ole Gd-kontrastiainetta. Gd-kompleksilla on erittäin hyvä

liikkuvuus elimistön sisällä, se on hyvin epäspesifinen ja se kerääntyy solunulkoiseen

nesteeseen. Gd-kompleksi injektoidaan elimistöön joko suoraan laskimoon, vatsaonte-

lon sisään tai sen voi ottaa myös suun kautta nieltynä. Gd-kompleksi poistuu pääosin

elimistöstä vuorokauden sisällä munuaisten kautta [8]. Mikäli Gd ei poistu elimistöstä,

esimerkiksi munuaisten vajaatoiminnan seurauksena, saattaa Gd erkaantua komplek-

sistaan ja aiheuttaa myrkytystilan elimistöön [8]. Gd-kompleksia annetaan yleensä

0,1 mmol/kg potilaskuvauksissa [8]. [3]

Sydänlihaksen infarktialueen magneettikuvauksessa käytetään yleisesti Gd-pohjaista

kontrastiainetta, koska Gd-kompleksi lyhentää T1- ja T2-relaksaatioaikoja [8]. Gd-

kompleksin suurin hyöty tulee voimakkaasta T1-relaksaatioajan lyhentämisestä,

jolloin se sopii sydänlihaksen infarktialueen anatomiseen kuvaukseen, koska Gd-

kompleksi kerääntyy infarktialueelle, mutta huuhtoutuu pois normaalista sydänlihak-

sesta [8]. Gd-kompleksin aikaansaama voimakas T1-relaksaatioaikojen lyhentyminen

havaitaan T1-painotteisessa magneettikuvassa NMR-signaalin intensiteetin kasvuna

eli lisääntyneenä kirkkautena [3].

22

3.6.2 Ensikierto-perfuusio

Kontrastiainetehostetussa sydämen magneettikuvauksessa kuvataan yleensä myös

first pass perfusion eli ensikierto-perfuusio. Ensikierto-perfuusiolla kuvataan kontras-

tiaineen ensimmäinen kulkeutuminen sydänlihakseen. Perfuusion mittaamisen lähtö-

kohtana on ottaa monta T1-painotteista magneettikuvaa nopeasti peräkkäin. Signaali-

intensiteetin kasvu eli T1-relaksaatioajan lyheneminen merkitsee Gd:n määrän kas-

vua sydänlihaksessa. Perfuusiokuvaus vaatii magneettikuvilta hyvää aikaresoluutiota,

paikan täsmällisyyttä, spatiaalista peittoa, signaali-intensiteetin lineaarinen vaikutus

kontrastiaineen vaikutuksesta sekä kuvanlaatua. Aikaresoluutiolla tarkoitetaan kah-

den samasta kohdasta kerätyn magneettikuvan välistä aikaa, jolloin pystytään vertaa-

maan Gd:n liikettä sydänlihakseen signaalin intensiteetin avulla. Paikan täsmällisyy-

dellä tarkoitetaan paikkaa, josta kaikki T1-painotetut magneettikuvat otetaan, pysyy

kokoajan samana. Spatiaalinen peitto puolestaan tarkoittaa sitä, että koko kohdeku-

dos saadaan katettua kaikissa magneettikuvissa. Lineaarisuus tarkoittaa kontrastiai-

neen ja signaali-intensiteetin välisen yhtäläisyyden lineaarisuutta. Näin magneettiku-

vien avulla pystytään vertaamaan signaalin intensiteetin arvon käyttäytymistä ajan

funktiona. [40]

23

4 Sydämen magneettikuvaus

4.1 Sydämen toiminnallinen magneettikuvaus

Sydämen toiminnallisessa magneettikuvauksessa on tarkoituksena kuvata tietyn pak-

suisilla leikkeillä koko sydän. Jokainen kuvattu leike sisältää yhden kokonaisen sy-

dämen toimintakierron. Sydämen toimintakierto eli sykli sisältää vaiheet diastole-

isovoluuminen, kontraktio-systolinen, ejektio-isovoluuminen ja relaksaatio-diastole

[44]. Tärkeimmät vaiheet näistä ovat diastole ja systolinen ejektio eli systole [44].

Diastole tarkoittaa kammioiden täyttymisvaihetta eli lepovaihetta ja systole kam-

mioiden tyhjentymisvaihetta eli supistumisvaihetta. Sydämen toiminnallisessa mag-

neettikuvauksessa käytetään niin sanottua liikemoodia, jolla pystytään kuvaamaan

helposti yksi sydämen sykli diastolesta systoleen ja takaisin diastoleen. Sydämen toi-

minnallinen magneettikuvaus aloitetaan ottamalla ensimmäinen leike sydämen kär-

jestä edeten leikkeen paksuuden verran kerrallaan ylöspäin kohti aorttaa, kunnes koko

sydän on kokonaan kuvattu. Leikkeiden kuvausjärjestys voi olla myös päinvastainen

eli leikkeiden kuvaus voidaan aloittaa aortasta ja lopettaa sydämen kärkeen. Sydämen

toiminnallisten magneettikuvien avulla voidaan laskea sydämen toimintaa kuvaavia

parametreja, kuten ejektiofraktio EF (Ejection Fraction) eli vasemman kammion isku-

tilavuuden osuus vasemman kammion lepotilavuudesta, vasemman kammion tilavuus

lepo- ja supistusvaiheessa, iskutilavuus, minuuttitilavuus sekä sydänlihaksen paksuus.

Vasemman kammion tilavuus saadaan laskettua kertomalla yhden kuvaleikkeen va-

semman kammion pinta-ala pikselin paksuudella, suorittamalla jokaiselle kuvaleik-

keelle sama laskutoimitus ja lopuksi yhdistämällä tilavuudet toisiinsa. [8]

Sydämen toiminnallisen magneettikuvauksen liikemoodi muodostuu siten, että siinä

muodostetaan tietty määrä magneettikuvia ja niiden määrä riippuu sydämen syk-

keestä, joka saadaan EKG-signaalista. Liikemoodissa kerätään yhden sydämen syklin

aikana kaikista sydämen syklin vaiheista tietty määrä k-avaruuden rivejä [33]. k-

avaruuksien keruu jatkuu samasta kohtaa, kun seuraava sydämen sykli osuu taas

kohdalleen [33]. [8]

Sydämen magneettikuvaus on haastavaa, sillä sydän liikkuu koko kuvauksen ajan

24

ja se sijaitsee keuhkojen välissä, jolloin myös hengitysliike aiheuttaa haasteita. On-

gelmat ratkaistaan tahdistamalla magneettikuvaus sydämen ja hengityksen rytmiin.

Tahdistus onnistuu tahdistamalla kuvaus EKG:n ja hengitysliikkeen mukaan. EKG-

tahdistuksen avulla onnistutaan kuvaamaan sydän aina oikealla hetkellä sydämen

sykliä. Hengitystahdistuksen avulla onnistutaan välttämään hengitysliikkeen tuotta-

mat liikeartefaktat magneettikuvaan. [8]

T1-painotteisella kuvauksella saadaan aikaan hyviä anatomisia magneettikuvia sy-

dämestä ja T2-painotteisella kuvauksella voidaan arvioida veden määrää sydänlihas-

kudoksessa. Sydämen magneettikuvaus aloitetaan testikuvilla eli pilottikuvilla, joilla

saadaan magneettikuvauksen geometria sellaiseksi, että toiminnalliset ja painotetut

magneettikuvat on mahdollista ottaa kohtisuorassa vasemman kammion pitkää akse-

lia vastaan eli niin sanotun lyhyen akselin magneettikuvina. Sydämen toiminnallisella

kuvausmenetelmällä otetaan nopeasti monta T1-painoitteista magneettikuvaa peräk-

käin siten, että magneettikuvat sisältävät yhden kokonaisen sydämen syklin. [8]

Sydämen toiminnallisista magneettikuvista pystytään luomaan animaatio, josta voi-

daan tarkastella sydämen liikettä ja miten sydän kokonaisuudessaan toimii. Luodusta

animaatiosta pystytään erottamaan sydänlihaksen infarktialue. Sydämen toiminnalli-

sia magneettikuvia verrataan LGE-kuviin, joissa näkyvät sydänlihaksen infarktialuei-

den paikka ja koko, jolloin saadaan laajamittainen informaatio sydämen toiminnasta

ja infarktialueen vaikutuksesta sydämen toimintaan. [8]

4.2 Relaksaatiomenetelmät sydämen magneettikuvauksessa

4.2.1 T2-painotus

T2-painotetuista magneettikuvista lasketuista T2-relaksaatioaikakartoista voidaan ar-

vioida veden määrää sydänlihaksessa. T2-painotetut relaksaatiomenetelmät ovat erit-

täin hyviä määrittämään reversiibelit eli palautuvat sydänlihasvauriot, koska palau-

tuvissa kudosvaurioissa esiintyy vettä huomattavasti normaalia tilannetta enemmän.

Tällaisia palautuvia sydänlihasvaurioita ovat muun muassa erilaiset sydänlihastuleh-

25

dukset ja akuutit sydänlihasiskemiat. Palautuvien kudosvaurioiden peruspiirteenä on

lisääntynyt vapaan veden määrä kudoksessa, mikä näkyy kirkkaana T2-painotetuissa

magneettikuvissa, koska vapaalla vedellä on pidempi T2-relaksaatioaika kuin sydänli-

haksella [15]. T2-painotuksen tuottama veden kirkkaus perustuu T2-relaksaation sig-

naalin intensiteetin ja kudoksen protonitiheyden lineaariseen yhdistelmään. Näiden

ominaisuuksien arvot vaihtelevat kudosvauriossa, koska veden liike solujen sisään ja

solujen ulkoiseen nesteeseen vaihtelee. Toinen tekijä ominaisuuksien vaihteluun on

proteiinimolekyyleistä dissosioituvat vesimolekyylit. Tämä tapahtuma aikaansaa va-

paan veden määrän lisääntymisen vauriokudoksessa. Sydänlihasiskemiassa lihassolu-

jen solukalvo antaa ionien kulkeutua lävitseen helpommin [16]. Tämä aiheuttaa kont-

rastimuutoksen magneettikuvaan, koska elimistö pyrkii korjaamaan iskeemisen vau-

rion lisäämällä veden määrää solun ulkoisessa tilassa [16]. Mikrovaskulaarinen tuk-

keutumisalue infarktialueella aiheuttaa T2-relaksaatioajan lyhenemisen, koska mikro-

vaskulaarisella tukkeutumisalueella esiintyy usein verenvuotoa, mikä aiheuttaa hapet-

toman hemoglobiinin lisääntymisen alueella. Paramagneettisena yhdisteenä hapeton

hemoglobiini lyhentää T2-relaksaatioaikaa [15].

4.2.2 T1ρ-painotus

T1ρ-painotetuista magneettikuvista lasketusta T1ρ-relaksaatioaikakartasta pystytään

määrittämään erityisesti sydänlihaksen infarktialueen koko ja paikka ilman ulkoista

kontrastiainetta [9]. Akuutti sydänlihaksen infarkti alkaa heti valtimon tukkeutumi-

sesta ja kestää niin kauan, kun kudosvaurioalueella esiintyy tulehdusta. Tulehduksen

parannuttua kudosvaurioalueelta, sydänlihaksen infarkti on muuttunut krooniseksi.

Hiiren sydämen infarktialueella on havaittu, että T1ρ-relaksaatioajat nousivat sydän-

lihaksen infarktialueella 7 päivää infarktin syntymisen jälkeen [29]. T1ρ-painotetun

kuvantamisen suurimpana heikkoutena pidetään suhteellisen korkeaa SAR-arvoa [9].

Korkea SAR-arvo kertoo kudosta lämmittävästä vaikutuksesta [9]. Korkea SAR ai-

heuttaa sen, että efektiivisen SL-RF-pulssin teho pitää rajoittaa pienemmäksi, mikä

näkyy magneettikuvan kontrastin pienenemisenä tiettyjen molekulaaristen taajuuk-

sien aiheuttamina, koska tällöin kontrasti-kohinasuhde pienenee [9]. RF-pulssin tehon

säätämisen lisäksi yhtenä vaihtoehtona SAR:n pienentämiseksi T1ρ-painotuksessa käy-

26

tetään täyden SL-RF-pulssin ajoittamista täsmällisesti samaan ajankohtaan NMR-

signaalin keräyksen k-avaruuden keskiosan vaihekoodausviivojen kanssa ja loput k-

avaruuden vaihekoodausviivoista kerätään pienitehoisella SL-RF-pulssilla, jolloin suu-

rin osa energiasta on k-avaruuden keskiosassa, mutta keskiarvoisesti SAR pienenee

[11, 48].

T1ρ-painotetun relaksaatiomenetelmän vahvuutena on sen kyky havaita kohdekudok-

sen makromolekyylien ja vesimolekyylien välisiä vuorovaikutuksia [9, 10]. Menetel-

mällä saadaan tärkeää tietoa infarktin aiheuttamasta nekroosista ja fibroosista. Nek-

roosi aiheutuu sarkolemman eli sydänlihassolun seinämän rikkoutumisesta, mikä joh-

taa sydänlihassolun apoptoosiin eli ohjatuun solukuolemaan [10]. Kaikki nämä tekijät

muuttavat makromolekyylien ja vesimolekyylien välistä vuorovaikutusta paikoitellen

hyvinkin paljon. [10]

4.2.3 T1ρ-dispersio

T1ρ-dispersiota ei ole laajasti tutkittu sydänlihaksessa ja infraktialueella. T1ρ-

dispersiomenetelmää on kokeiltu hyvin pienellä magneettikentän suuruudella

(0,1 T) tutkimuksessa, jossa koe-eläiminä käytettiin rottia [39]. Lisäksi T1ρ-

dispersiomenetelmää on käytetty sydänlihaksen infarktialueen tutkimiseen hiirellä

[29] ja sialla [49]. Sydänlihaksen infarktialueen, normaalin sydänlihaksen alueen ja

vasemman kammion veren välisen kontrastin havaittiin kasvavan, kun SL-RF-pulssin

tehoa kasvatettiin [29].

4.2.4 TRAFF-painotus

TRAFF-relaksaatiomenetelmää on käytetty sydämen kuvauksessa vasta vähän, mutta

se on havaittu potentiaaliseksi tekniikaksi akuutin sydänlihasiskemian havaitsemiseen

[38]. TRAFF-relaksaatiomenetelmän etuna verrattuna T1ρ-relaksaatiomenetelmään on

TRAFF-relaksaatiomenetelmän pienempi SAR-arvo, koska RF-pulssin amplitudi on

moduloitu ajan suhteen [43]. Jatkuva-aaltoisen T1ρ-menetelmässä pulssin amplitu-

di ei puolestaan ole moduloitu ajan suhteen, jolloin SAR-arvot ovat jatkuva-aaltoisen

27

T1ρ-pulssin päälläolon aikana suuremmat [43]. Lisäksi TRAFF-relaksaatiomenetelmän

on havaittu olevan herkkä hitaan molekulaarisen liikkeen muutoksille ihmisten ja rot-

tien aivoissa [43]. Sydänlihaksen infarktialueella tapahtuva hidas molekulaarinen liike

on mahdollista havaita TRAFF-relaksaatiomenetelmällä [38].

4.3 Sydämen kontrastiainetehosteinen magneettikuvaus

4.3.1 Gadolinium

Gd-pohjaisia kontrastiaineita käytetään korostamaan kontrastieroa normaalin sy-

dänlihaksen ja infarktialueen välillä. Gd-pohjaiset kontrastiainekuvaukset toteute-

taan myöhäistehostumakuvauksena eli LGE:nä. LGE-kuvaus tarkoittaa sitä, että Gd-

pohjainen kontrastiaine injektoidaan elimistöön laskimon kautta ja magneettikuvaus

suoritetaan noin 15 minuutin injektoimisen jälkeen. Odotusaika on tärkeä, jotta Gd

ehtii kerääntymään infarktikudokseen sekä poistumaan normaalista sydänlihaskudok-

sesta. Kuvauksen on tapahduttava aikaisintaan 30 minuutin kuluttua injektoimisesta,

jos Gd injektoidaan vatsaonteloon. Nämä molemmat ajat ovat määritetty hiiren sy-

dämen magneettikuvien intensiteeteistä [8, 19]. [19]

LGE-menetelmässä on tiedettävä optimaalinen TI-aika normaalille sydänlihakselle,

koska tällöin saadaan synnytettyä suurin mahdollinen kontrastiero normaalin sydän-

lihaksen ja infarktialueen välille. Kontrastiero syntyy näiden kudosten välille, koska

optimaalisen TI-ajan ansiosta normaali sydänlihas näkyy magneettikuvassa tumma-

na ja infarktialue kirkkaana. Tämä Gd:n käyttäytyminen johtuu infarktikudoksen

läpäisykertoimen (wash-in ja wash-out) pienuudesta eli Gd ei läpäise infarktikudosta

helposti [11]. Täten Gd kerääntyy infarktikudokseen ja normaalissa sydänlihaksessa

Gd:n konsentraatio on jo pieni, koska se on jo läpäissyt eli poistunut normaalista sy-

dänlihaskudoksesta. Gd:n avulla ei kuitenkaan pystytä määrittämään täysin tarkkaa

rajaa normaalin sydänlihaksen ja infarktialueen välillä, koska näiden kudosten rajalla

esiintyy normaalia lihaskudosta, kollageenia, fibroosia sekä arpikudosta [20]. Näillä

kaikilla on oma läpäisykertoimensa, jolloin tarkka rajapinta yleensä häviää näkyvistä

[20]. [19]

28

Gd-pohjainen kontrastiaine kulkeutuu kudoksiin veren mukana. Sydämen vasemmas-

sa kammiossa on koko ajan verta, jolloin veressä oleva Gd vaikuttaa heikentävästi sy-

dänlihaksen kuvaukseen, koska verestä tuleva NMR-signaali heikentää sydänlihaksen

kontrastia [19]. Heikentävän kontrastin lisäksi veren Gd-pitoisuus aiheuttaa sen, että

sydämen vasemman kammion sisäseinämällä olevat pienet infarktialueet voivat jäädä

huomaamatta, koska infarktialueista tuleva NMR-signaali peittyy verestä tulevaan

signaaliin [23]. Gd-pohjaisella kontrastiaineella pystytään paikantamaan infarktialu-

een lisäksi sydänlihasrappeuma, koska se eroaa fysiologisesti infarktikudoksesta [24].

4.3.2 Ensikierto-perfuusion käyttö sydänkuvantamisessa

Ensikierto-perfuusion kuvausmenetelmää on käytetty yleisesti kontrastiaineiden kans-

sa tutkittaessa infarktialuetta. Kontrastiaineen avulla nähdään verisuonten ja sydän-

lihaksen välinen perfuusioero hyvällä kontrastilla sekä miten kontrastiaine jakaan-

tuu sydänlihaksen sisällä. Alueet, joissa on matalampi verenvirtaus, näkyvät T1-

painotetussa kontrastiainekuvassa tummina alueina eli näillä alueilla sanotaan olevan

hypointensiteetti. Hyperintensiteettialueet eli kirkkaat alueet ovat puolestaan alueita,

joissa veren virtausta esiintyy eli toisin sanoen näillä alueilla on paljon kontrastiainet-

ta. Sydänlihaksen infarktialueella on matalampi verenvirtaus johtuen verenkierron hi-

dastumisesta. Täten infarktialueen signaali-intensiteetti ei pitäisi juurikaan muuttua

ajan funktiona, kun monta T1-painotettua kuvaa otetaan peräkkäin. Infarktialueen

signaali-intensiteetti muuttuu kuitenkin vähän, koska infarktialueella tapahtuu veri-

suoniston kasvua (revaskularisaatio), jolloin infarktialueelle virtaa matalalla virtauk-

sella verta ja kontrastiainetta. Tällöin infarktialue erottuu hyvin magneettikuvissa,

koska infarktialueen veren virtaus on selvästi matalampaa kuin normaalin sydänli-

haksen. [40]

29

5 Menetelmät

5.1 Mittaukset

5.1.1 Eläinmalli

Tässä tutkielmassa käytettiin koe-eläiminä 13 kappaletta c57bl naarashiiriä (21,2 ±

1,6 g) (Koe-eläinkeskus, Kuopio). Relaksaatiomittaukset suoritettiin onnistuneesti

seitsemälle hiirelle, joista yksi kuoli kolmannen päivän mittauksissa sydänkohtauk-

seen. Hiirille tehtiin kirurgisesti vasemman laskevan etuvaltimon sulkemisoperaatio eli

LAD (Left Anterior Descending)-ligaatio. LAD-ligaatiossa etuvaltimo solmittiin kiin-

ni ohuella langalla, jolloin sydämen vasemman kammion seinämään muodostui infark-

ti lähelle sydämen kärkeä. Kirurginen toimenpide suoritetiin hiiren ollessa nukutet-

tuna isofluraania sisältävällä nestehöyryanestesia-kaasuseoksella. Isofluraanin määrä

pidettiin toimenpiteen aikana 2-3 %:n tasolla. Aluksi hiireltä ajeltiin rinnasta kar-

vat pois ja hiiren iho puhdistettiin etanolilla. Ihoon tehtiin tämän jälkeen 1,5 cm:n

viilto interkostaalin tilan (intercostal space) alueelle. Rintalihas vedettiin pois tiel-

tä neljännen ja viidennen kylkiluun tasolta. Näin päästiin käsiksi hiiren sydämeen,

joka saatiin osittain ulos hiiren kehosta. LAD-ligaation jälkeen sydän painettiin ta-

kaisin paikoilleen ja ommeltiin edellä mainitut kudokset yhteen. Ompelemisen jälkeen

vatsaonteloon injektoitiin 100 µl Temgesic ja Rimadyl kipulääkkeitä kivun lieventä-

miseksi. Kirurgisen toimenpiteen jälkeen hiiret kuvattiin magneetilla aikapisteissä 1,

3, 7 ja 21 päivää infarktin jälkeen.

5.1.2 Magneettikuvaus

Tämän tutkielman mittaukset suoritettiin kokeellisella magneettikuvauslaitteella,

jonka kenttävoimakkuus oli 9,4 T. Magneetissa oli kenttägradientit kaikkiin labo-

ratoriokoordinaatiston akselin suuntiin. Gradienttilaitteen sisähalkaisija oli 120 ± 1

mm ja ulkohalkaisija 205 ± 3 mm. Mittaukset suoritettiin käyttämälllä Bruker Bios-

pin konsolia (Bruker GmbH, Ettlingen, Saksa) ja Paravision 5.1 -konsoliohjelmaa.

Hiiret nukutettiin mittauksia varten isofluraanilla, jonka määrä pidettiin mittausten

30

aikana 0,5-1,5 %:n tasolla. Isofluraanikaasuseoksen N2/O2 välinen suhde oli 0,7/0,3.

Isofluraanikaasuseos kuljetettiin letkua pitkin alustalle, jossa hiiri makasi mahallaan.

Alustan sisällä oli lämminvesikierto, joka piti hiiren lämpötilan vakiona. Vesikierto oli

kuitenkin pysäytettävä T1ρ-dispersio, TRAFF2-, TRAFF4-, T2- ja LGE-mittausten ajaksi,

koska liikkuva vesi aiheutti pahoja liikeartefaktoja magneettikuviin. Hiiren päälle lai-

tettiin paperinen peitto, jotta hiiren ruumiinlämpöä ei karkaisi ympäristöön. Hiiren

etujalkojen ihon alle laitettiin EKG-neulat, jotta hiiren EKG-signaali saatiin mitat-

tua. Hiiren ja alustan väliin hiiren rintakehän alapuolelle laitettiin paineanturi, jolla

mitattiin hiiren hengitysliike mittausten aikana.

Hiiri alustoineen työnnettiin magneetin sisään, kun kaikki alustavat toimenpiteet oli

suoritettu. Quadratuurikela eli kaksikanavainen tilavuuskela (halkaisijaltaan 35 mm)

toimi sekä RF-pulssin lähettäjänä että vastaanottajana. Kelaimpedanssi säädettiin

arvoon 50 Ω ja kelan taajuus säädettiin arvoon 400,25 Hz kelan optimaalisen toimin-

nan takaamiseksi. Paravision 5.1-konsoliohjelma tahdisti magneettikuvauksen EKG-

neuloista ja paineanturiesta (MRI yhteensopivat laitteet, Malli 1025, Small Animal

Instruments Inc. Stony Brook, NY, USA) mitattujen signaalien mukaan. Tahdistus-

ohjelmana oli PC-SAM, josta pystyi myös seuraamaan koko mittauksen ajan hiiren

EKG-signaalia ja hengitysliikettä.

Hiiren sydän asetettiin magneetin keskikohtaan, jonka jälkeen hienosäädettiin mag-

neettikenttä, mihin kuului paikallisen magneettikentän homogeenisuuden ja perustaa-

juuden kalibrointi. Viritysten jälkeen suoritettiin yhden signaalipulssin mittaus, jol-

la mitattiin RF-lähettimen taajuus. Tämän jälkeen kalibroitiin B1-magneettikenttä

asettamalla kuvausvokseli sydämeen. Kalibroinnin avulla saatiin säädettyä referens-

sisignaalitaso vain sydämen alueelle, jotta saataisiin muodostettua alueelle optimaa-

linen RF-kenttä. Kalibroinnin tuloksena saatiin vaimennusluku, joka kertoo 1 ms:n

ja 90 kääntökulmaisen RF-pulssin tehon arvon. Tätä tehon arvoa käytettiin kaikissa

tutkielman pyörivän koordinaatiston, T2 ja B1-mittauksissa referenssitasona.

Kalibrointivaiheiden jälkeen aloitettiin varsinaiset magneettikuvaukset. Ensiksi otet-

tiin niin sanottu cine-pilottikuva, jolloin määritettiin oikea geometria varsinaisel-

31

le kuvausleikkeelle. Tämän jälkeen suoritettiin cine-kuvaus koko sydämen alueelta

aloittaen sydämen kärjestä edeten aorttaläpän tasolle. Cine-kuvausten jälkeen aloi-

tettiin T1ρ-dispersiomittaus määritetyssä kuvausleikkeessä. T1ρ-dispersiomittauksen

jälkeen vesikierto laitettiin takaisin päälle siksi aikaa, kun geometria asetettiin oi-

keaksi TRAFF2-mittauksia varten. TRAFF2-mittausten ajaksi vesikerto pysäytettiin.

TRAFF2-mittauksen jälkeen suoritettiin samat vaiheet vesikierrolle ja geometrialle kuin

aikaisemmissa kuvausmenetelmien vaihdoissa. Tämän jälkeen suoritettiin TRAFF4-

ja T2-relaksaatiomittaukset. Kaikkien näiden mittausten jälkeen oli vuorossa B1-

magneettikentän mittaus. Viimeisen aikapisteen tapauksessa B1-mittauksen jälkeen

injektoitiin Gd-kontrastiaine hiiren häntälaskimoon, jonka jälkeen mitattiin ensikier-

ron perfuusiomittaukset. Niitä toistettiin yhteensä 16 kappaletta, joiden jälkeen suo-

ritettiin LGE-mittaus. LGE-mittauksia suoritettiin 2−3 kappaletta riippuen ajasta

injektoimisen jälkeen sekä LGE-mittausten nopeudesta. Viimeisen aikapisteen mit-

tauksen jälkeen hiiret lopetettiin.

5.2 Magneettikuvausmenetelmät

5.2.1 Pilottikuva

Cine-pilottikuvaus sisälsi kolme eri orientaatiossa olevaa nopeaa kenttäkaiku-

pohjaista FLASH (Fast Low-Angle Single SHot)-kuvaussekvenssin magneettikuvaa

sydämestä. Näistä kolmesta eri orientaatiosta käytettiin termejä 4-kammioinen nä-

kymä (4-chambers), vasemman kammion pitkä akseli (Left Ventricle Long-Axis) ja va-

semman kammion lyhyt akseli (Left Ventricle Short-Axis) (kuva 5) [33]. Cine-pilottien

tarkoituksena oli valmistella oikeankulmainen ja -geometrinen kuvaleike, jolla varsi-

naiset mittaukset tultiin ottamaan. Kuvaleikkeessä sydämen oli oltava kohtisuorassa

vasemman kammion pitkää akselia vastaan, jolloin sydämestä tuli pyöreän ”donitsin”

muotoinen, koska tällöin saatiin paras mahdollinen kuvakulma vasempaan kammioon

ja sitä ympäröivään sydänlihakseen. Lopullinen kuva muodostui vasemman kammion

lyhyen akselin suuntaisesti. Cine-pilottikuvaus tahdistettiin sekä EKG:n että hengi-

tyksen mukaan. Tässä tutkielmassa cine-pilottien kuvauksessa käytetty FOV (Field

Of View) oli 4 x 4 cm, kuvaleikkeen paksuus = 1 mm, matriisin koko = 256 x 256

32

pikseliä, TE = 3,0 ms, TR = 100,0 ms ja RF-pulssin kääntökulma = 90.

Kuva 5. Esimerkki sydämen vasemman kammion lyhyen akselin magneettikuvasta,

johon on punaisella viivalla rajattu vasemman kammion pinta-ala ja sinisella viivalla

rajattu sydänlihaksen ulkoreuna.

5.2.2 Toiminnallinen sydänkuvaus

Tässä tutkielmassa toiminnallinen sydänkuvaus eli cine-kuvaus pohjautui kenttäkaiku-

pohjaiseen FISP (Fast Imaging with Steady state Precession)-kuvaussekvenssiin [33].

Cine-kuvilla katettiin koko sydän lyhyen akselin suuntaisilla leikkeillä siten, että aluk-

si otettiin yksi magneettikuva sydämen kärjestä, jonka jälkeen liikuttiin leikkeen

paksuuden verran aortan kaarta kohti ja otettiin uusi magneettikuva. Tätä toistet-

tiin kunnes saavutettiin aortan läppä. Cine-kuvauksessa käytettiin tässä tutkielmassa

EKG-tahdistuksen lisäksi hengitystahdistusta, jotta liikeartefaktoja ei syntyisi mag-

neettikuviin. Cine-kuvista muodostettiin animaatio siten, että magneettikuvat laitet-

tiin peräkkäin, jolloin pystyttiin havainnoimaan sydämen liike [33]. Tässä tutkielmas-

sa cine-kuvauksissa käytetyt parametrit olivat FOV 4 x 4 cm, kuvaleikkeen paksuus

= 1 mm, matriisin koko = 192 x 192 pikseliä, TE = 1,9 ms, TR = 8,0 ms, kuvauksen

toistoaika (Scan TR) = 99,0 ms, RF-pulssin kääntökulma = 10 ja sydämen syklin

vaihekuvia 10−11 riippuen hiiren syketaajuudesta. Kuvauksen toistoaika riippui hii-

ren sydämen syketaajuudesta.

33

5.2.3 T2

Jokaisen T2-relaksaatiomittauksen magneettikuvan pohjana käytettiin FISP-magneet-

tikuvausmenetelmää. T2-painotus saatiin aikaan muuttamalla TE-aikaa preparaa-

tiomodulissa, joka sijaitsi FISP-magneettikuvausmenetelmän edessä (kuva 6). TE-

ajat olivat 0,05, 2,3, 4,5 ja 14 ms. T2-painotus sisälsi adiabaattisen AHP (Adia-

batic Half Passage = 90)-pulssin, kaksi HS1 (Hyperbolic Secant)-pulssia ja AHP-

palautuspulssin (kuva 6). Eripituiset TE-ajat muodostettiin muuttamalla pulssien

välisiä aikoja. Preparaatiomoduli sisälsi myös viiveen ennen pulsseja, joiden arovt oli-

vat 14, 4,5 2,3 ja 0,05 ms. Tällöin preparaatiomodulin kokonaisajan pituus pystyttiin

pitämään vakiona, sillä jokainen T2-painotettu magneettikuva haluttiin ottaa mah-

dollisimman samasta sydämen vaiheesta.

Kuva 6. Tutkielmassa käytetty T2-painotuksen tuottava kuvaussekvenssi, jossa pre-

paraatiopulssimoduli on asetettu keräyssekvenssin eteen.

Tämän tutkielman T2-relaksaatiomittaukset suoritettiin ottamalla peräkkäin neljä

T2-painotettua magneettikuvaa neljällä eripituisella TE-ajalla. Näistä eri TE-ajoilla

kerätyistä T2-painotetuista magneettikuvista laskettiin T2-kartta pikseli pikseliltä si-

ten, että yhdessä T2-kartan pikselissä oli sovitettuna joko lineaarinen funktio tai epä-

lineaarinen funktio kaikkien neljän T2-painotetun magneettikuvan NMR-signaalin in-

tensiteetteihin. Sovitetusta funktiosta saatiin laskettua jokaiselle pikselille oma T2-

relaksaatioaika. T2-kartan laskemiseen sovitettava lineaarinen malli saatiin ottamalla

luonnollinen logaritmi yhtälöstä (8), missäM kuvaa signaalin intensiteettiä, kun taas

34

epälineaarinen sovitus laskettiin suoraan yhtälön (8) mukaan.

5.2.4 T1ρ

T1ρ-kuvaussekvenssissä pyörivän koordinaatiston (Rotating Frame) preparaatiomo-

duli laitettiin FISP-kuvaussekvenssin eteen (kuva 7) [29]. Preparaatiomoduli koostui

viiveestä ja T1ρ-pulssista (tehona 625 Hz), joka sisälsi AHP-pulssin, jatkuva-aaltoisen

SL-RF-pulssin, jonka kesto oli TSL sekä AHP-palautuspulssin (kuva 7). Tällä pre-

paraatiomodulilla saatiin luotua T1ρ-painotus magneettikuviin muuttamalla SL-RF-

pulssin pituutta eli TSL:ää. Preparaatiomodulin pituus pidettiin vakiona, kuten T2-

painotuksen menetelmässä, mutta nyt muutettiin TSL:n ja viiveen pituuksia. TSL:n

kestoina käytettiin 0,4, 9,4, 27,4 ja 45,4 ms ja viiveiden aikoina 45,4, 27,4, 9,4 ja 0,4

ms. Yhteensä magneettikuvia otettiin tällä menetelmällä neljä kappaletta.

Kuva 7. Tutkielmassa käytetty T1ρ-painotuksen tuottava kuvaussekvenssi, jossa pre-

paraatiopulssimoduli on asetettu keräyssekvenssin eteen.

NMR-signaali vaimenee lähes eksponentiaalisesti T1ρ-relaksaatiomittauksissa, joten

T1ρ-relaksaatiomittauksista laskettava relaksaatioaikakartta laskettiin yhtälöllä (11).

Yhtälön (11) sovitus tehtiin siis lineaarisella mallilla pikseli pikseliltä pienimmän ne-

liösumman mukaan, kun NMR-signaalista oli otettu ensiksi luonnollinen logaritmi.

35

5.2.5 T1ρ-dispersio

T1ρ-dispersiomittauksissa muutettiin SL-pulssin tehoa siten, että SL-tehon arvoina

olivat 400, 625 ja 1250 Hz. T1ρ-dispersiomittauksessa käytettiin samoja TSL- ja viive-

aikoja kuin T1ρ-preparaatiomodulissa. Yhteensä magneettikuvia otettin tällä menetel-

mällä 10 kappaletta, jossa ensimmäinen magneettikuva oli referenssikuva eli nollapai-

notuskuva (TSL=0,4 ms). Lisäksi otettiin jokaisella tehon arvolla kolme painotettua

magneettikuvaa.

5.2.6 TRAFF2

TRAFF2-kuvaussekvenssissä vaihdettiin RAFF2-pulssijono T1ρ-pulssin tilalle preparaa-

tiomoduliin (kuva 8). TRAFF2-painotus muodostettiin eripituisilla pulssijonoilla, joiden

kestoajat olivat 0, 18,1, 27,15 and 36,2 ms. Viiveiden pituudet olivat puolestaan 36,2,

27,15, 18,1 ja 0 ms. Amplitudi Beff pysyi samana kaikissa mittauksissa. RF-pulssin

tehona käytettiin 1250 Hz ja RF-pulssin eli yhden RAFF2-pulssin pituus oli 2,26 ms.

Kuva 8. Tutkielmassa käytetty TRAFF-kuvaussekvenssi, jossa on amplitudi- ja vaihe-

moduloitu RAFF-pulssi sekä esimerkkinä RAFF2-pulssimuodoista muodostettu puls-

sijono ennen magneettikuvauksen keräyssekvenssiä.

36

TRAFF2-relaksaatioaikakartta muodostettiin samalla periaatteella kuin T1ρ-relaksaatio-

aikakartta (yhtälö 11). Epälineaarisessa sovituksessa oli TSL:n tilalla pulssijonon kes-

toaika.

5.2.7 TRAFF4

TRAFF4-kuvaussekvenssi erosi TRAFF2-kuvausmenetelmästä siten, että preparaatiomo-

duli sisälsi RAFF4:n pulssin RAFF2:n sijaan (kuva 8). Muut parametrit pidettiin sa-

moina TRAFF4-kuvaussekvenssissä, paitsi Beff:n sijaan käytettiin Beff,4:ta ja RF-pulssin

tehona käytettiin 648 Hz. TRAFF4-relaksaatioaikakartta laskettiin ja muodostettiin sa-

moin kuin TRAFF2- ja T1ρ-relaksaatioaikakartat eli käyttäen yhtälöä (11).

5.2.8 FISP-keräyssekvenssin parametrit

T2-, T1ρ-, TRAFF2 ja TRAFF4-mittausten FISP-keräyssekvenssin parametrit olivat kai-

kissa samat eli FOV = 4 x 4 cm, kuvaleikkeen paksuus = 1 mm, matriisin koko =

256 x 256 pikseliä, TE = 1,9 ms, TR = 14,9 ms, kuvauksen toistoaika minimissään

= 460,0 ms ja RF-pulssin kääntökulma = 90. Kuvauksen toistoaika sisälsi yhden

hengityssyklin ja yksi keräys suoritettiin yhden painotuspulssin jälkeen.

5.2.9 B1-magneettikenttä

B1-magneettikentän mittaus suoritettiin T1ρ- ja RAFF-relaksaatiomittausten laadun

tarkkailun vuoksi. B1-magneettikentän homogeenisuusmittaukset tehtiin vaihtamalla

blokkipulssi FISP-sekvenssin eteen. Blokkipulssin teho oli 625 Hz ja pituus 0, 0,25,

0,5, 0,75, 1,0, 1,25, 1,5 ja 1,75 ms:a.

B1-mittauksissa käytettiin samoja parametrejä kuin relaksaatiomittauksissa, mutta

kuvamatriisin koko B1-mittauksissa oli 128 x 128 pikseliä.

37

5.2.10 Ensikierto-perfuusio

Ensikierron perfuusiomittaukset tehtiin FISP-kuvaussekvenssillä. Perfuusiomittaus

koostui 16 T1-painotetusta magneettikuvasta heti Gd:n injektoimisen jälkeen. Yh-

teen mittaukseen kului aikaa noin kolme sekuntia. Perfuusiomittausten lukumäärä

riippui EKG-signaalista, jonka vaihtelu vaikutti tahdistetun NMR-signaalin keräysai-

kaan. Perfuusiomittauksissa käytetyt parametrit olivat FOV = 4 x 4 cm, kuvaleikkeen

paksuus = 1 mm, matriisin koko = 64 x 64 pikseliä, TE = 1,0 ms, TR = 2,2 ms,

kuvauksen toistoaika = 12,1 ms ja RF-pulssin kääntökulma = 15.

5.2.11 LGE

LGE-mittaukset tehtiin muokatulla FISP-kuvaussekvenssillä. Alkuperäistä FISP-

kuvaussekvenssiä muokattiin integroimalla sen eteen inversiopulssi eli IR (Inversion

Recovery), mikä tuotti 180 inversion [21]. Inversiopulssin ja FISP-kuvaussekvenssin

väliin asetettiin 300 ms:n viive, joka on kirjallisuudessa raportoitu hiiren normaalin

sydänlihaksen TI-ajaksi [14]. Tällöin LGE-magneettikuvassa saadaan aikaan normaa-

lin sydänlihaksen tummuminen eli normaalin sydänlihaksen NMR-signaalin minimoi-

minen. Gd:n kerääntyminen infarktialueelle havaitaan kirkkaana, koska Gd lyhentää

kudoksen T1-aikaa. Tällöin saadaan normaalin sydänlihaskudoksen ja infarktikudok-

sen välille suuri kontrastiero.

LGE-mittauksissa käytettiin parametreinä FOV = 4 x 4 cm, kuvaleikkeen paksuu-

tena = 1 mm, matriisin kokona = 256 x 192 pikseliä, TE = 2,0 ms, TR = 5,6 ms,

kuvauksen toistoaikana = 3000,0 ms ja RF-pulssin kääntökulmana = 90.

Gd-liuoksena käytettiin Gadovist-nimistä injektioliuosta, jonka konsentraatio oli 1.0

mmol/ml. Gadovist-injektioliuos sisälsi gadobutrolia 604,72 mg, joka vastaa gado-

liniumin määränä 157,25 mg. Lisäksi Gadovist sisälsi kalsiumnatriumbutrolia 0,513

mg, trometamolia 1,211 mg, suolahappoa 7,000 mg ja injektionesteisiin käytettävää

vettä 1,000 ml. Gadovist-liuosta injektoitiin häntälaskimoon noin 100 µl per hiiri.

Gadovistin injektointimäärä riippui hiiren painosta, joka mitattiin ennen viimeistä

38

mittausta. Injektoinnin määrä suhteessa hiiren painoon on lineaarinen, sillä hiirel-

le saa injektoida häntälaskimoon kerta-annoksena kontrastiainetta maksimissaan 5

ml/kg yhdellä boluksella [34].

5.3 Mittausten analysointi

5.3.1 Analysointi

Mittausdata käsiteltiin Matlab (Mathworks Inc. Natick, MA, USA)-tietokoneohjelmalla

ja siihen asennetulla Aedes-lisäosalla (aedes.uef.fi). Aedesin avulla piirrettiin mielen-

kiintoalueet eli ROI:t (Region of Interest) infarktialueelle ja normaalin sydänlihaksen

alueelle silmämääräisesti.

Tässä tutkielmassa mitattiin T1ρ-, TRAFF2-, TRAFF4- ja T2-relaksaatioajat. Painotetuis-

ta magneettikuvista laskettiin jokaiselle relaksaatiomenetelmälle oma relaksaatioai-

kakartta. Lisäksi laskettiin jokaiselle eläimelle jokaisessa aikapisteessä B1-kartta.

5.3.2 Sydämen toiminnan määrittäminen

Jokaisesta leikepakan cine-kuvasta etsittiin sekä sydämen lepo- että supistusvaihe,

joihin kumpaankin piirrettiin ROI:t. Täten tietämällä kuvausleikkeen paksuuden, le-

povaiheen pikselit pystyi yhdistämään keskenään koko sydämen alueelta. Näin saatiin

laskettua koko vasemman kammion tilavuus lepovaiheessa. Sama toistettiin supistus-

vaiheelle, jolloin saatiin supistustilavuus selville. Tilavuuden laskeminen tapahtui kaa-

valla (FOV1·FOV2·thk)/(np·nv), missä FOV1 ja FOV2 ovat kuva-alan koot taajuus-

ja vaihekoodaussuunnassa, thk on leikkeen paksuus, np on taajuuskoodaussuunnan

pikseleiden lukumäärä ja nv on vaihekoodaussuunnan pikseleiden lukumäärä. Sydä-

men lepo- ja supistumistilavuuksien erotuksesta laskettiin veren ulostulotilavuus, joka

sisälsi iskutilavuuden (SV = Stroke Volume) ja syketaajuuden (HR = Heart Rate)

kertolaskun eli SV·HR. EF laskettiin puolestaan kaavalla (1-(ESV/EDV)), missä ESV

(= End Systolic Volume) on supistusvaiheen pikselien lukumäärä ja EDV ( = End

Diastolic Volume) on lepovaiheen pikselien lukumäärä.

39

LGE-kuvista varmistettiin infarktialue, mikä näkyi kirkkaana sydänlihaksessa (ku-

va 14). LGE-kuvien infarktialueelle piirrettiin ROI:t ja verrattiin niiden paikkaa se-

kä kokoa vastaavien relaksaatioaikakarttojen infarktialueen ROI:tten kanssa. Lisäksi

mitattiin koko sydänlihaksen koko piirtämällä ROI sydämen ympäri, jolloin saatiin

laskettua infarktialueen prosentuaalinen osuus koko sydänlihaksesta.

5.3.3 Virhearvojen määrittäminen

Relaksaatioajoista otettiin keskiarvot ja niihin laskettiin virheen arvo keskihajonnan

avulla. Keskihajonnan yhtälö on

STDV =√∑i

i=1(xi − x)2

n− 1 , (13)

missä i viittaa yksittäiseen mittaukseen i, xi on mittaustulokset, x on mittaustulos-

ten keskiarvo ja n on mittausten lukumäärä.

Keskihajonnan lisäksi laskettiin keskiluvun keskivirhe (SEM= standard error of

mean). Keskiluvun keskivirhe laskettiin yhtälöllä

SEM = STDV√n

. (14)

5.3.4 Tilastolliset menetelmät

Normaalin sydänlihaksen ja sydänlihaksen infarktialueen relaksaatioaikojen tilastolli-

sia eroja tutkittiin ja tuloksien tilastollinen merkitsevyys tarkistettiin t-testin avulla

sekä lisäksi laskettiin LGE-kuvien ja eri relaksaatiokarttojen infarktialueiden kokojen

välille lineaarinen korrelaatio. T-testin laskemiseen käytettiin matemaattista yhtälöä,

jonka muoto oli

p-arvo = X − Y√σ(X)/nx + σ(Y )/ny

, (15)

missä X ja Y ovat mittausten keskiarvot, σ(X) ja σ(Y ) ovat mittausten keskiar-

von keskivirheet sekä nx ja ny ovat mittausten lukumäärä. T-testi antaa karkean ja

yleensä hyvin optimistisen kuvan tilastollisesta merkitsevyydestä, kun on tehty tois-

tomittauksia. Jos t-testistä saatu p-arvo on ≤ 0.05, niin se on merkki tilastollisesta

merkitsevyydestä.

40

6 Tulokset

6.1 Toiminnallinen sydämen magneettikuvaus

Cine-kuvauksien sydämen lepo- ja supistumisvaiheelle piirrettyjen ROI:den pikseli-

määrien avulla laskettiin sydämen fysiologiset parametrit, joihin lukeutuvat lepo- ja

supistumistilavuudet, iskutilavuus (SV), ejektiofraktio (EF), syketaajuus (HR) sekä

veren ulostulotilavuus (cardiac output). Esimerkkiarvot fysiologisista parametreistä

kuuden hiiren osalta infarktisydämille ovat taulukossa (1). Jokainen kuva (kuva (10),

a-i) on otettu lyhyen akselin suunnasta, jolloin sydänlihas on helposti nähtävissä pyö-

reänä kuvien keskellä.

Taulukko 1. Kuuden hiiren fysiologiset parametrit, joihin kuuluvat lepotilavuudet, su-

pistumistilavuudet, SV, EF, HR ja veren ulostulotilavuudet infarktisydämelle päivänä

21.

Hiiri Lepotilavuus (mm3) Supistumistilavuus (mm3) SV (mm3) EF HR Veren ulostulotilavuus (mm3)

1 47,0 26,4 20,6 0,44 650 14086

2 104,2 70,0 34,2 0,33 650 22535

3 85,0 32,8 52,2 0,61 630 32773

4 263,4 164,8 98,6 0,37 650 62909

5 179,9 107,0 72,9 0,41 560 41167

6 74,2 49,2 25,0 0,34 670 16825

Sydänten fysiologiset parametrit vaihtelevat suuresti, koska sydänten fyysiset koot

ovat erilaisia eri hiirillä ja sydämet reagoivat eri tavoin infarktialueen metabolian

muutoksiin (taulukko 1). Terveen sydänlihaksen EF:n arvo hiirellä on 0,7-0,8 välisellä

alueella eli sydänlihaksen infarktialue pienentää EF:n arvoa (taulukko 1) [50].

41

6.2 Relaksaatiomittausten tulokset

T1ρ-painotteisia magneettikuvia otettiin jatkuva-aaltoisella SL-RF-pulssilla, jonka te-

ho oli 1250 Hz ja pituus vaihteli 0.4 ms ja 45.4 ms välillä. Esimerkki painotetuista

kuvista ja kuvista laskettu T1ρ-relaksaatioaikakartta (yhtälö 11) on esitetty kuvassa

(9).

Kuva 9. 1250 Hz:n tehon arvolla mitatut T1ρ-painotteiset magneettikuvat sekä mag-

neettikuvien intensiteettiarvoista laskettu relaksaatioaikakartta. Kuvissa esimerkki

yhdestä hiirestä päivänä 1 infarktin jälkeen.

Relaksaatioaikamittausten tulokset ovat esitettynä sydänlihaksen infarktialueelta

(keskiarvo ± keskivirhe (yhtälö 14)) eri aikapisteissä taulukossa 2. Lisäksi normaalin

sydänlihaksen alueelta saadut relaksaatiomittausten tulokset ovat esitettynä taulu-

kossa 3 (keskiarvo ± keskivirhe (yhtälö 14)) eri aikapisteissä.

Relaksaatioaikakartoissa viimeisessä aikapisteessä (kuva (10), a-e, g-h) nähdään va-

semman kammion veren sekä normaalin sydänlihaksen alueen ja infarktialueen relak-

saatioaikojen merkittävä eroavaisuus. LGE-kuva (kuva (10), i) kerättiin 15 minuuttia

Gd-injektoinnin jälkeen. Gd kertyi infarktialueelle lisäten kontrastia infarktialueen ja

normaalin sydänlihasalueen välillä (Kuva (10), i). B1-kartassa (kuva (10), f) näkyy

hyvin homogeeninen B1-magneettikenttä sydänlihaksen alueella (musta ympyrän ke-

42

Taulukko 2. Yhteenveto infarktialueen relaksaatiomittausten keskiarvoista ja keskiar-

von keskivirheistä eri aikapisteessä. (n = 7)

Relaksaatio Päivä 1 Päivä 3 Päivä 7 Päivä 21

T1ρ,1250Hz (ms) 48,0 ± 3,6 40,8 ± 4,4 46,7 ± 3,3 44,8 ± 3,6

T1ρ,625Hz (ms) 35,6 ± 1,4 32,3 ± 2,7 36,5 ± 2,6 36,3 ± 3,2

T1ρ,400Hz (ms) 30,6 ± 1,6 26,7 ± 2,7 30,7 ± 2,3 28,5 ± 3,0

T2 (ms) 35,6 ± 2,9 40,0 ± 3,7 40,3 ± 3,1 34,5 ± 3,4

T2-epälin. (ms) 21,5 ± 1,3 39,7 ± 5,4 31,0 ± 6,4 22,7 ± 1,7

TRAFF2 (ms) 52,1 ± 5,1 56,0 ± 7,5 52,3 ± 6,6 53,5 ± 6,8

TRAFF4 (ms) 225,9 ± 52,2 201,2 ± 45,2 201,2 ± 38,1 167,5 ± 18,1

Taulukko 3. Yhteenveto normaalin sydänlihasalueen relaksaatiomittausten keskiar-

voista ja keskiarvon keskivirheistä eri aikapisteessä. (n = 7)

Relaksaatio Päivä 1 Päivä 3 Päivä 7 Päivä 21

T1ρ,1250Hz (ms) 34,7 ± 2,1 29,7 ± 2,6 31,5 ± 1,8 33,8 ± 1,6

T1ρ,625Hz (ms) 27,4 ± 1,5 24,0 ± 0,9 27,2 ± 1,1 28,2 ± 1,9

T1ρ,400Hz (ms) 24,6 ± 1,3 20,5 ± 0,8 23,7 ± 0,9 23,0 ± 1,7

T2 (ms) 27.3 ± 1,9 30,2 ± 2,5 31,0 ± 2,6 26,2 ± 1,7

T2-epälin. (ms) 16,0 ± 0,5 24,7 ± 3,1 23,0 ± 5,8 14,3 ± 1,9

TRAFF2 (ms) 39,9 ± 2,6 39,0 ± 8,6 37,2 ± 4,7 38,8 ± 3,7

TRAFF4 (ms) 145,6 ± 24,8 109,7 ± 17,9 129,0 ± 21,9 110,5 ± 10,4

43

hä). Kokonaisuudessaan infarktialue peittää noin puolet sydänlihaksen pinta-alasta

(kuva (10), a-i).

Kuva 10. Esimerkki hiiren sydämen alueen relaksaatioaikakartoista, B1-kartta se-

kä LGE-magneettikuva 21. päivänä. Punainen nuoli osoittaa infarktialuetta, mus-

ta/valkoinen nuoli normaalin sydänlihaksen aluetta sekä musta ympyrän kehä

koko sydänlihaksen aluetta. p-arvot ovat laskettu yhtälöllä (15) a) T1ρ,1250Hz-

relaksaatioaikakartta (p < 0,05 infarktialueen ja normaalin sydänlihaksen välillä),

b) T1ρ,625Hz (p < 0,05), c) T1ρ,400Hz (p < 0,05), d) TRAFF2 (p < 0,05), e) TRAFF4

(p < 0,05), f) B1-magneettikentän kartta, g) lineaarisen sovituksen avulla lasket-

tu T2-relaksaatioaikakartta (p < 0,05), h) epälineaarisen sovituksen avulla lasket-

tu T2-relaksaatioaikakartta, i) T1-painoitteinen magneettikuva 15 minuuttia Gd-

injektoimisen jälkeen.

44

6.3 T1ρ-dispersio

Normaalin sydänlihaksen T1ρ-relaksaatioajat pysyivät suhteellisen vakaina aikapistei-

den välillä (kuva 11). Kaikissa aikapisteissä infarktialueen T1ρ-relaksaatioajat olivat

tilastollisesti merkitsevästi suuremmat kuin normaalin sydänlihaksen alueen (kuva

11, p < 0,05). T1ρ-relaksaatioaikojen erot ajan funktiona infarktialueella eivät olleet

kuitenkaan tilastollisesti merkitseviä. Millään tehon arvoilla ei kuitenkaan päästy in-

farktialueella kahta kertaa pidempiin T1ρ-relaksaatioaikoihin verrattuna normaalin

sydänlihasalueeseen.

Kuva 11. T1ρ-dispersiomittausten relaksaatioajat normaalille sydänlihakselle ja infark-

tialueelle (keskiarvo ± keskivirhe). Keskivirheet (yhtälö 14) on esitetty pystypalkeil-

la. Siniset pisteet kuvaavat T1ρ-dispersiomittausten 1250 Hz:n tehon arvoja, mustat

pisteet 625 Hz:n tehon arvoja ja punaiset pisteet 400 Hz:n tehon arvoja. (n = 7)

Normaalin sydänlihasalueen T1ρ-relaksaatioajat käyttäytyivät samoin tavoin kuin in-

farktialueen T1ρ-relaksaatioajat. Ensimmäisenä, seitsemäntenä ja 21. päivänä T1ρ-

relaksaatioajat olivat suunnilleen saman pituiset. 1250 Hz:n ja 625 Hz:n tehon arvoilla

45

T1ρ-relaksaatioajat kasvoivat hieman seitsemännestä päivästä 21. päivään, mutta ne

eivät kasvaneet merkitsevästi.

6.4 TRAFF2

Infarktialueella TRAFF2-relaksaatioaika nousi ensimmäisestä päivästä kolmanteen päi-

vään asti, jonka jälkeen TRAFF2-relaksaatioaika palautui seitsemäntenä päivänä en-

simmäisen päivän tasolle (kuva 12). 21. päivänä infarktialueen TRAFF2-relaksaatioaika

nousi hieman seitsemännestä päivästä (kuva 12). Normaalin sydänlihaksen alu-

een TRAFF2-relaksaatioaika pysyi suhteellisen vakaana kaikissa aikapisteissä (ku-

va 12). TRAFF2-relaksaatioaika laski hieman seitsemänteen päivään, jonka jälkeen

TRAFF2-relaksaatioaika pidentyi hieman 21. päivänä (kuva 12). Millään TRAFF2-

relaksaatioajan pituuseron ajan funktion muutoksilla erot eivät olleet tilastollisesti

merkitseviä.

Kuva 12. TRAFF2-mittausten relaksaatioajat normaalille sydänlihakselle ja infarktia-

lueelle (keskiarvo ± keskivirhe). Keskivirheet (yhtälö 14) on esitetty pystypalkeilla.

(n = 7)

46

6.5 TRAFF4

Infarktialueella TRAFF4-relaksaatioaika lyheni ensimmäisestä päivästä 21. päivään

(kuva 13). Infarktialueen TRAFF4-relaksaatioaika pysyi kuitenkin samana kolman-

tena ja seitsemäntenä päivänä (kuva 13). Normaalin sydänlihaksen alueen TRAFF4-

relaksaatioaika lyhentyi ensimmäisestä päivästä kolmanteen päivään, mutta se piden-

tyi seitsemäntenä päivänä ja lyhentyi 21. päivänä kolmannen päivän tasolle (kuva 13).

TRAFF4-relaksaatioaikojen erot ajan funktiona eivät olleet tilastollisesti merkitseviä.

Kuva 13. TRAFF4-mittausten relaksaatioajat normaalille sydänlihakselle ja infarktia-

lueelle (keskiarvo ± keskivirhe). Keskivirheet (yhtälö 14) on esitetty pystypalkeilla.

(n = 7)

6.6 T2

T2-relaksaatioaikakartat laskettiin sekä lineaarisella että epälineaarisella sovituksella.

Sovituksesta riippumatta T2-relaksaatioajat sekä infarktialueella että normaalin sy-

dänlihaksen alueella käyttäytyivät suhteellisen samalla tavalla.

Infarktialueen ja normaalin sydänlihaksen alueen T2-relaksaatioajat lineaarisella so-

47

vituksella pidentyivät ensimmäisestä päivästä seitsemänteen päivään asti (kuva (14),

siniset pisteet). 21. päivänä sekä infarktialueen että normaalin sydänlihasalueen T2-

relaksaatioajat palautuivat ensimmäisen päivän tasolle (kuva (14), siniset pisteet).

Normaalin sydänlihaksen ja infarktialueiden T2-relaksaatioaikojen ero pysyi tilastol-

lisesti merkitsevästi lähes samana kaikissa aikapisteissä (kuva (14), siniset pisteet).

Kolmantena päivänä sekä infarktialueen että normaalin sydänlihaksen alueen T2-

relaksaatioajat epälineaarisella sovituksella olivat huomattavasti pidempiä kuin en-

simmäisenä päivänä, mutta ero ei ollut tilastollisesti merkitsevä (kuva (14), punaiset

pisteet). Seitsemännen päivän jälkeen molempien alueiden T2-relaksaatioajat lyhe-

nivät 21. päivään asti (kuva (14), punaiset pisteet). 21. päivänä molempien aluei-

den T2-relaksaatioajat olivat lähes samalla tasolla kuin ensimmäisenä päivänä (ku-

va (14), punaiset pisteet). Infarktialueen T2-relaksaatioaika vaihteli hieman 21. päi-

vänä verrattuna 1. päivään (kuva (14), punaiset pisteet). Normaalin sydänlihaksen

alueen T2-relaksaatioaika lyhentyi 21. päivänä verrattuna seitsemännen päivän T2-

relaksaatioaikaan (kuva (14), punaiset pisteet).

Kuva 14. T2-relaksaatioaikamittausten relaksaatioajat keskiarvoina ± keskivirhe (yh-

tälö 14). Keskivirheet on esitetty pystypalkeilla. (n = 7)

48

6.7 B1-magneettikenttä

B1-magneettikentän mittauksissa saatiin koko sydänlihaksen alueelle B1-magneettiken-

täksi 631,15 ± 16,68 Hz jokaiselle eläimelle jokaisessa aikapisteessä. Lisäksi lasketut

B1-magneettikentän kartat kaikista mittauksista osoittivat B1-magneettikentän ol-

leen hyvin homogeeninen sydänlihaksen alueella (kuva 10 f), joten sekä T1ρ-dispersio-

että TRAFF-mittaukset ovat olleet B1-magneettikentän osalta riittävän luotettavia.

6.8 LGE

Kuvassa (10, i) näkyy selvästi Gd:n kertyminen infarktialueelle (punainen nuoli) sekä

ilman Gd:ta oleva tummempi normaalin sydänlihaksen alue (valkoinen nuoli). Sydä-

men vasen kammio näkyy kirkkaana ympyränä keskellä kuvaa ja sydänlihas on ohue-

na rinkulana kammion ympärillä (kuva 10, i). Infarktialueen sydänlihas on ohuempi

kuin normaali sydänlihas (kuva 10, i). Lisäksi alueella, jossa on ohuempi sydänlihas,

sydänlihas näkyy kirkkaana eli Gd on kerääntynyt infarktialueelle. Kuvassa (10, i)

olevat tummat syvennykset vasempaa kammiota kohti ovat nystylihakset.

LGE-kuvista mitattiin koko sydänlihaksen ulkokaaren ja infarktialueen kaaren pituus

sekä laskettiin infarktialueen kaaren pituuden osuus koko sydänlihaksen ulkokaaresta.

Näin saatiin laskettua infarktialueen koon prosentuaalinen osuus koko sydänlihaksen

koosta (taulukko 4).

T2- ja TRAFF4-relaksaatioaikakartat näyttivät mitatun infarktialueen koon prosenttei-

na koko sydänlihaksen koosta lähes yhtä hyvin verrattuna LGE-magneettikuvasta mi-

tattuun infarktialueen kokoon (taulukko 4). Lisäksi T2- ja TRAFF4-relaksaatioaikakart-

tojen korrelaatioiden pienet p-arvot todistavat vertailun tilastollisen merkitsevyy-

den (taulukko 4). T1ρ-relaksaatioaikakartoista laskettu infarktialueen prosentuaali-

nen osuus korreloi myös voimakkaasti LGE-magneettikuvista laskettuihin arvoihin (p

< 0.05), mutta korrelaatio oli pienempi T2- ja TRAFF4-relaksaatioaikakartoista lasket-

tuihin arvoihin verrattuna. Relaksaatioaikakartoista T2-relaksaatioaikakartan epäli-

neaarinen sovitus näytti huonoiten infarktialueen koon (taulukko 4). Yhteen hiireen

49

Taulukko 4. Hiirten infarktialueen prosentuaaliset osuudet (%) eri mittausdatoista

määritettynä koko sydänlihaksen koosta, missä R2 on lineaarinen korrelaatio LGE:n

ja relaksaatiomenetelmien välillä sekä p-arvo lineaariselle korrelaatiolle LGE:n ja re-

laksaatiomenetelmien välillä. Luvut taulukossa ovat prosentteina pois lukien R2 ja

p-arvot. Lihavoidut tulokset esittävät parhaimpia tuloksia. (n = 5)

Hiiri LGE T1ρ,1250Hz T1ρ,625Hz T1ρ,400Hz T2 T2-epälin. TRAFF2 TRAFF4

1 74,1 70,6 74,1 52,9 63,5 55,3 67,1 67,1

2 37,1 34,2 42,9 27,1 27,1 52,9 52,9 31,4

3 29,2 44,6 38,5 32,3 26,2 29,2 20,0 30,8

4 27,0 35,1 23,4 29,7 24,3 28,8 30,6 31,5

5 34,4 30,2 22,9 25,0 22,9 27,1 32,3 32,3

R2 1 0,796 0,849 0,831 0,957 0,568 0,746 0,961

p-arvo 0 0,042 0,026 0,031 0,004 0,141 0,059 0,003

Gd-injektio epäonnistui viimeisessä aikapisteessä, joten siksi taulukossa 4 on vain vii-

den hiiren tiedot infarkialueiden prosenteista.

Infarktikoot laskettiin myös pikselimäärällä. Pikselimäärät saatiin silmämääräises-

ti piirtämällä ROI:t infarktialueen päälle sekä relaksaatioaikakartoissa että LGE-

kuvassa. Relaksaatioaikakarttojen infarktialueiden ROI:n pikselimäärää verrattiin

LGE-kuvan infarktialueen ROI:n pikselimäärään (taulukko 5). Ihmisen silmällä kat-

sottuna T2-, TRAFF4- ja T1ρ-relaksaatiomenetelmät näyttivät infarktialueen koon sa-

mankokoisena verrattuna LGE-menetelmän infarktialueen kokoon. T2-, TRAFF4- ja

T1ρ-relaksaatioaikartat korreloivat hyvin LGE:n infarktialueen kanssa ja lisäksi näi-

den alueiden p-luvut osoittavat, että tämä oli tilastollisesti myös merkitsevää (tau-

lukko 5). Huonoiten LGE:n infarktialueen kanssa korreloi T1ρ-relaksaatiomenetelmän

400 Hz:n tehoisen pulssin tuottama T1ρ-relaksaatioaikakartta (taulukko 5).

50

Taulukko 5. Hiirten infarktialueen pikselikoot (mm3) LGE-menetelmässä ja relaksaa-

tiokartoissa, missä R2 on lineaarinen korrelaatio LGE:n ja relaksaatiomenetelmien

välillä sekä korrelaation tilastollista merkitsevyyttä kuvaava p-arvo. Lihavoidut tu-

lokset esittävät parhaimpia tuloksia. (n = 5)

Hiiri LGE T1ρ,1250Hz T1ρ,625Hz T1ρ,400Hz T2 T2-epälin. TRAFF2 TRAFF4

1 150 120 98 95 118 109 121 126

2 36 38 38 37 35 57 53 38

3 42 37 28 39 45 45 43 36

4 62 63 77 82 61 67 82 66

5 63 65 60 63 52 53 52 60

R2 1 0,976 0,755 0,705 0,985 0,908 0,858 0,980

p-arvo 0 0,002 0,056 0,075 0,001 0,012 0,024 0,002

51

7 Pohdinta

Tässä työssä tutkittiin hiiren sydänlihaksen infarktialuetta ja normaalia sydänlihasa-

luetta sekä eri relaksaatiomenetelmillä että Gd-kontrastiainetehostetulla magneetti-

kuvauksella. Infarkti aiheutettiin LAD-ligaation avulla ja hiirten sydänten magneet-

tikuvaus suoritettiin 1, 3, 7 sekä 21 päivää LAD-ligaation jälkeen. T2-, T1ρ- ja TRAFF-

relaksaatioaikojen muutoksia tutkittiin ajan funktiona ja saatuja tuloksia verrattiin

kirjallisuusarvoihin.

LAD-ligaatio ei aiheuttanut yhtä vakavaa ja voimakasta infarktia, jolloin infarktia-

lue jäi tarkoituksella huomattavasti pienemmäksi kuin aiemmin käytetyssä mallissa

[29]. Täten infarktia oli vaikeampi havaita ja yhdistää sama infarktialue eri relaksaa-

tioaikakarttoihin. Esimerkiksi kuuteen hiireen 13:sta hiirestä ei missään aikapistees-

sä edes muodostunut infarktia, jonka myös LGE-mittaus 21 päivänä todisti, koska

LGE-magneettikuvassa ei Gd-kertymää näkynyt. Täten nämä hiiret jätettiin pois tu-

loksista eli esitetyissä tuloksissa on seitsemän hiiren yhteistulokset. Lisäksi kaikki

relaksaatiopainotus-, perfuusio- ja Gd-magneettikuvat otettiin läheltä sydämen kär-

keä, mutta jälkeenpäin havaitun heikomman infarktimallin vuoksi olisi magneettiku-

vat voitu ottaa vieläkin lähempää sydämen kärkeä. Tällöin infarktialueen olisi voinut

paremmin nähdä relaksaatioaikakartoista, koska LAD-ligaation aiheuttamana infark-

tialue muodostuu sydämen kärkeen ja jatkuu siitä lateraalisesti aortan kaarta kohti

riippuen sepelvaltimon tukkeutuman suuruudesta ja infarktia ympäröivästä revasku-

larisaatiosta.

T1ρ-dispersiomittauksien tulokset ovat erilaiset kuin aikaisemmassa tutkimuksessa

[29], missä T1ρ-relaksaatioaika kasvoi huomattavasti 7 päivää infarktin jälkeen ja jat-

koi kasvuaan viimeiseen aikapisteeseen asti. Tämä johtunee LAD-ligaatiomallista, jos-

sa infarktialue jäi pienemmäksi. T1ρ-relaksaatioaikojen on mitattu olevan jopa kak-

si kertaa pidempiä arpikudoksessa kuin normaalissa sydänlihaksessa sian sydämessä

[9]. Infarktialueen T1ρ-relaksaatioajat jokaisella tehon arvolla lyhentyivät ensimmäi-

sestä päivästä kolmanteen päivään ja kasvoivat hieman seitsemäntenä päivänä. Nor-

maalin sydänlihaksen T1ρ-relaksaatioaika käyttäytyi yhtäläisesti infarktialueen T1ρ-

52

relaksaatioajan kanssa. T1ρ-relaksaatioaikojen erot normaalin sydänlihaksen alueella

ja infarktialueella pysyivät kuitenkin lähes saman suuruisina ajan funktiona.

Huomion arvoista on se, että T1ρ-relaksaatiomittaukset 400 Hz:n tehon arvolla tuot-

tivat pienempiä T1ρ-relaksaatioaikoja kuin T2-relaksaatiomittaukset, joka ei vastaa

teoriaa. Tämä johtuu todennäköisesti viritysongelmasta, jolloin SL-RF-pulssi ei ole

pystynyt pitämään spinpopulaatioita spinlukossa sydämen alueella. Tällöin ei ole ta-

pahtunut refokusointia näille spinlukosta karanneille spinpopulaatioille. Näin ollen

T1ρ-relaksaatioon on summautunut T ∗2 -relaksaatiota, joka on relaksaatioajaltaan ly-

hyempi kuin T2-relaksaatioaika.

TRAFF2-relaksaatioaikamittauksista saatiin erilaiset tulokset kuin aiemmassa tutki-

muksessa [38], jossa havaittiin, että TRAFF2-relaksaatioaika sekä infarktialueella et-

tä normaalin sydänlihaksen alueella lyhenivät huomattavasti seitsemäntenä päivä-

nä verrattuna 2 tuntia infarktin jälkeen. Tutkimuksessa [38] kuitenkin hiirten lu-

kumäärä oli pieni, joka voi aiheuttaa tuloksiin vääristymiä. Seitsemännen päivän

TRAFF2-relaksaatioaika oli infarktialueella lähes saman pituinen kuin ensimmäisenä

päivänä. Normaalin sydänlihaksen alueella TRAFF2-relaksaatioaika puolestaan lyheni

hieman ensimmäisestä päivästä seitsemänteen päivään. Molempien alueiden TRAFF2-

relaksaatioajat nousivat hieman 21. päivänä, mutta vastaavia tutkimuksia ei ole ai-

kaisemmin tehty.

In vivo TRAFF4-relaksaatioaikamittauksia sydämessä ei ole vielä kirjallisuudessa ra-

portoitu. Täten tuloksia ei voi suoraan verrata mihinkään toiseen tutkimukseen. In-

farktialueen TRAFF4-relaksaatioaika lyheni 1. päivästä 21. päivään, mutta TRAFF4-

relaksaatioajat pystyttelivät suhteellisen saman pituisina kolmannen ja seitsemännen

päivän aikana.

T2-relaksaatioajat laskettiin sekä lineaarisella että epälineaarisella sovituksella. Tutki-

muksen [18] mukaan akuutin sydänlihaksen infarktialueen T2-relaksaatioaika on huo-

mattavasti pidempi kuin kroonisen sydänlihaksen infarktialueen T2-relaksaatioaika.

Akuutti sydänlihasinfarkti tarkoittaa vauriota, jossa esiintyy tulehdusalue infarktia-

53

lueen ympärillä. Kroonisessa sydänlihaksen infarktissa tulehdusalue on hävinnyt ja

jäljellä on vain arpinen infarktialue. Ensimmäisen päivän ja kolmannen päivän välinen

T2-relaksaatioajan pidentyminen on hieman yllättävää käyttäymistä, sillä oletuksena

on, että myös ensimmäisenä päivänä hapenpuutealueella on akuuttia tulehdusta. Li-

säksi epälineaarisen sovituksen perusteella normaalin sydänlihaksen alueella oli ensim-

mäisenä päivänä pidempi T2-relaksaatioaika kuin infarktialueella, mikä myös viittaa

tulehdukseen ensimmäisenä päivänä. Tulehduksen määrä sydänlihaksessa on voinut

lisääntyä kolmantena päivänä, jolloin vesimolekyylien määrä on kasvanut sydänli-

haksessa, mikä aikaansaa T2-relaksaatioajan kasvun. Tätä väitettä tukee normaalin

sydänlihaksen T2-relaksaatioaika, joka myöskin nousi huomattavasti kolmantena päi-

vänä, mutta palautuu seitsemäntenä tai viimeistään 21. päivänä takaisin lähtötasolle.

Relaksaatioaikojen lyhentyminen infarktialueella (paitsi TRAFF2-relaksaatioaika) 21.

päivänä on merkki siitä, että osa infarktialueesta on korjaantunut revaskularisaation

ansiosta. Näin ollen sydänlihaksessa on tällä alueella mahdollisesti tulehdusta, mikä

ajan funktiona paranee normaaliksi sydänlihakseksi. Täten infarktiarpea ei ole muo-

dostunut sydänlihakseen.

Kaikista relaksaatioaikakartoista pystyi selvästi havaitsemaan sydänlihaksen vaurio-

alueen. LAD-ligaatiomallista johtuen täyttä varmuutta vaurioalueen nimityksestä ei

ole, mutta oletuksena oli, että vauriokohta oli infarktialue. Varsinkin kroonisen sy-

dänlihasinfarktin tapauksessa pystyttiin toteamaan, että vaurioalue oli infarktialue.

Hieman vaikeampaa oli havaita normaalin sydänlihaksen alue, varsinkin ensimmäi-

sissä aikapisteissä, sillä tulehdusta oli koko sydänlihaksen alueella. Referenssihiiriä,

eli hiiriä, joille ei ole tehty LAD-ligaatiota tai sham-hiiriä, joille tehdään operaatio,

mutta ei tukita sepelvaltimoa ei tässä tutkimuksessa tutkittu. Näillä ryhmillä olisi

voitu varmistaa aiheuttaako pelkkä operaatio tulehduksen sydänlihakseen.

B1-magneettikentän mittaukset ja B1-kartan laskeminen onnistuivat hyvin. B1-

magneettikentän arvoksi saatiin lähes sama mihin se oli asetettu eli 625 Hz. Lisäksi

kaikkien B1-karttojen sydänlihaksen alueen pikseleissä pysyi arvo 625 ± 10 % Hz:n

sisällä.

54

LGE-mittaukset onnistuivat hyvin, sillä vain yhden hiiren Gadovist-liuoksen injektio

epäonnistui. LGE-magneettikuvista pystyttiin määrittämään infarktin prosentuaali-

nen osuus koko sydänlihaksesta. RAFF-relaksaatioaikakartat osoittivat visuaalisesti

erittäin täsmällisesti infarktialueen koon ja paikan. T1ρ-relaksaatioaikakartat osoit-

tivat erittäin hyvin infarktialueen paikan, mutta eivät näyttäneet infarktialueen ko-

koa yhtä hyvin verrattuna TRAFF-relaksaatioaikakarttoihin. Lineaarisen sovituksen

T2-relaksaatioaikakartasta oli helpoin havaita infarktialueen koko. Epälineaarisen so-

vituksen T2-relaksaatioaikakartta korreloi huonoiten LGE-kuvan infarktialueen koos-

sa. Lineaarinen korrelaatio laskettiin relaksaatioaikakarttojen ja LGE-kuvien välille

infarktialueen osalta. Nämä tulokset olivat erinomaisia, sillä näiden tulosten mukaan

kaikkien relaksaatioaikakarttojen perusteella pystyttiin näyttämään sama infarktia-

lue kuin LGE-kuvista, kuten havaittiin aiemmassa tutkimuksessa [9]. On kuitenkin

huomioitava se, että ROI-analyysi tehtiin ihmissilmän ja -käden yhteistyöllä eli ROI-

alueiden kokoissa saattaa esiintyä inhimillisiä virheitä. Tämän tutkimuksen perus-

teella voi kuitenkin todeta, että kontrastiaineen käyttö olisi mahdollista korvata T1ρ-

relaksaatiomenetelmällä esimerkiksi munuaisten vajaatoimintapotilailla, sillä näiden

potilaiden munuaiset eivät pysty poistamaan Gd-kontrastiainetta pois elimistöstä riit-

tävän tehokkaasti.

55

8 Johtopäätökset

Relaksaatioaikakartoista pystyttiin toteamaan vaurioalueen koko ja paikka hii-

ren sydänlihaksessa. Kaikki relaksaatioaikakartat näyttivät tilastollisesti merkit-

sevän eron normaalin sydänlihaksen alueen ja infarktialueen välillä. TRAFF -

relaksaatiomenetelmän osalta tarvitaan vielä lisätutkimuksia, vaikka sen avulla saa-

tiinkin lupaavat tulokset sydänlihaksen infarktialueen todentamisessa tässä tutkimuk-

sessa. TRAFF4- ja T2-relaksaatioaikakartat korreloivat erinomaisesti LGE-kuvien in-

farktialueen koon kanssa. T1ρ-mittaukset osoittivat menetelmän potentiaalin sydän-

lihaksen infarktialueen todentamisessa.

Näistä tuloksista on hyvä jatkaa lisätutkimuksiin hiiren sydämestä. Koe-eläintutkimusten

tuloksiin on lisättävä referenssi- ja sham-hiiret sekä histologia, jolloin saataisiin

varmuus MRI-tutkimusten löydöksistä. Tämän MRI-tutkimuksen osalta TRAFF4- ja

T2-relaksaatioaikakartat näyttivät infarktialueen koon tarkimmin, kun vertailukoh-

tana oli LGE-kuvan infarktialue. T1ρ-relaksaatioaikakartta korreloi myös erittäin

hyvin LGE-kuva infarktialueen kanssa, mutta ei niin hyvin kuin TRAFF4- ja T2-

relaksaatioaikakartat. Täten MRI-relaksaatiomenetelmät antoivat lupaavia tuloksia

sydänlihaksen infarktialueen havaitsemisessa. Lisätutkimuksia kuitenkin tarvitaan

ennen kuin tämän tutkielman menetelmiä voidaan ottaa kliiniseen käyttöön. Mu-

nuaisten vajaatoimintapotilaiden ja kontrastiaineelle allergisten potilaiden tapauk-

sessa MRI-relaksaatiomenetelmien käyttöä kannattaa vakavasti harkita sydänlihak-

sen infarktialueen tutkimisessa.

56

Viitteet

[1] Levitt MH, Spin Dynamics: Basic of Nuclear Magnetic Resonance, 2nd edition,

John Wiley & Sons Ltd, (2007).

[2] Haacke EM, Brown RW et al., Magnetic Resonance Imaging, Physical principles

and sequence design, A John Wiley & Sons Inc (1999).

[3] Laurent S, Vander L et al. Comparative study of the physicochemical properties

of six clinical low molecular weight gadolinium contrast agents. Contrast Media

and Molecular Imaging 1:128-137 (2006).

[4] Ylimaz A, Dengler MA et al. Imaging of myocardial infarction using ultras-

mall superparamagnetic iron oxide nanoparticles: a human study using a multi-

papamagnetic cardiovascular magnetic resonance imaging approach. European

Heart Journal 34:462-475 (2013).

[5] Kim SG, Harel N et al. Cerebral blood volume MRI with intravascular superpa-

ramagnetic iron oxide nanoparticles. NMR in Biomedicine 26:949–962 (2013).

[6] Signaalin keräys, http://www.imaios.com/en/e-Courses/e-MRI/Signal-spatial-

encoding, (31.5.2013).

[7] Chapon C, Franconi F et al. High field magnetic resonance imaging evaluation

of superparamagnetic iron oxide nanoparticles in permanent rat myocardial

infarction. Investigative Radiology 3:141-146 (2003).

[8] McRobbie DW, Moore EA et al. MRI from picture to proton, Cambridge Uni-

versity Press, (2003).

[9] Witschey WRT, Zsido GA et al. In vivo chronic myocardial infarction charac-

terization by spin locked cardiovascular magnetic resonance. Journal of Car-

diovascular Magnetic Resonance 14:37 (2012).

[10] Muthupillai R, Flamm SD et al. Acute myocardial infarction: Tissue characte-

rization with T1ρ-weighted MR imaging-initial experience. Radiology 232:606-

610 (2004).

57

[11] Huber S, Muthupillai R et al. Tissue characterization of myocardial infarc-

tion using T1ρ: Influence of contrast dose and time of imaging after contrast

administration. Journal of Magnetic Resonance Imaging 24:1040-1046 (2006).

[12] Dall’Armellina E, Piechnik SK et al. Cardiovascular magnetic resonance by non

contrast T1-mapping allows assessment of severity of injury in acute myocardial

infarction. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 14:15 (2012).

[13] Ferreira VM, Piechnik SK et al. Non-contrast T1-mapping detects acute my-

ocardial edema with high diagnostic accuracy: a comparison to T2-weighted

cardiovascular magnetic resonance. Journal of Cardiovascular Magnetic Reso-

nance 14:42 (2012).

[14] Amano Y, Tachi M et al. Three-dimensional look-locker MRI for evaluation of

postcontrast myocardial and blood T1 values: comparison with two-dimensional

look-locker and late gadolinium enhancement MRI. Acta Radiologica 54:8-13

(2013).

[15] Verhaert D, Thavendiranathan P et al. Direct T2 quantification of myocar-

dial edema in acute ischemic injury. JACC: Cardiovascular Imaging 4:269-278

(2011).

[16] Abdel-Aty H, Zagrosek A et al. Delayed Enhancement and T2-weighted cardio-

vascular magnetic resonance imaging differentiate acute from chronic myocar-

dial infarction. Circulation 109:2411-2416 (2004).

[17] Aguor ENE, Arslan F et al. Quantitative T ∗2 assessment of acute and chronic

myocardial ischemia/reperfusion injury in mice. Magnetic Resonance Material

Physics 25:369-379 (2012).

[18] Steen H, Voss F et al. Clinical feasibility study for detection of myocardial

oedema by a cine SSFP sequence in comparison to a conventional T2-weighted

sequence. Clinical Resonance of Cardiology 101:125-131 (2012).

[19] Price AN, Cheung KK et al. Rapid assessment of myocardial infarct size in

rodents using multi-slice inversion recovery late gadolinium enhancement CMR

at 9.4 T. Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance 13:44 (2011).

58

[20] Schelbert EB, Hsu LY et al. Late gadolinium-enhancement cardiac magnetic

resonance identifies postinfarction myocardial fibrosis and the border zone at

the near celluler level in ex vivo rat heart. Circulation Cardiovascular Imaging

3:743-752 (2010).

[21] Viallon M, Jacquier A et al. Head-to-head comparison of eight late gadolinium-

enhanced cardiac MR (LGE CMR) sequences at 1.5 Tesla: from bench to beside.

Journal of Magnetic Resonance Imaging 34:1374-1387 (2011).

[22] Wagner M, Schilling R et al. Macrocyclic contrast agents for magnetic reso-

nance imaging of chronic myocardial infarction: intraindividual comparison of

gadobutrol and gadoterate meglumine. European Radiology 23:108-114 (2013).

[23] Klein C, Schmal TR et al. Mechanism of late gadolinium enhancement in pa-

tients with acute myocardial infarction. Journal of Cardiovascular Magnetic

Resonance 9:653-658 (2007).

[24] Stuckey DJ, Carr CA et al. In vivo MRI characterization of progressive car-

diac dysfunction on the mdx mouse model of muscular dystrophy. PLoS ONE

Volume 7, Issue 1, (January 2012).

[25] Yilmaz A, Rösch S et al. Magnetic resonance imaging (MRI) of inflamed my-

ocardium using iron oxide nanoparticles in patients with acute myocardial in-

farction - Preliminary results. International Journal of Cardiology 163:175-182

(2011).

[26] Tipler PA, Llewellyn R. Modern Physics, 5th Edition, W. H. Freeman and

Company, (2008)

[27] Harris R. Nonclassical Physics: Beyond Newton’s view, Addison-Wesley, (1998)

[28] Krause W. Contrast Agents 1; Magnetic Resonance Imaging, Springer, (2002)

[29] Mustafa HSN, Dragneva G et al. Longitudinal rotating frame relaxation time

measurements in infarcted mouse myocardium in vivo. Magnetic Resonance in

Medicine 69:1389-1395 (2013)

[30] k-avaruus, http://en.wikipedia.org/wiki/K-space%28MRI%29, (13.6.2013).

59

[31] Ylä-Herttuala E, Luonnontieteiden kandidaattitutkielma, Itä-Suomen yliopisto,

Kuopio, (2013).

[32] Ylä-Herttuala E, Luonnontieteiden syventävälaboratoriotyö, Itä-Suomen yli-

opisto, Kuopio, (2014).

[33] Sydämen pilottikuva, http://www.imaios.com/en/e-Courses/e-MRI/Cardiac-

MRI/cardiac-mri-planes, (18.7.2014).

[34] Injektioaineen säännöstely, http://www.uef.fi/fi/kek/aineiden-annostelu-ja-

naytteiden-otto, (22.7.2014).

[35] Lamminen AE, Tanttu JI et al. T1ρ dispersion imaging of diseased muscle tissue.

British Journal of Radiology 66:783-787 (1993).

[36] Liimatainen T, Sorce DJ et al. MRI contrast from Relaxation Along a Fictitious

Field (RAFF). Magnetic Resonance in Medicine 64:983-694 (2010).

[37] B1-magneettikenttä, http://www.mr-tip.com/serv1.php?type=db1&dbs=B1

(8.6.2015).

[38] Khan MA. Rotating frame relaxation measurements in experimental acute pha-

se cardiac infarct in vivo, Master Thesis, University of Turku, (2014).

[39] Koskinen SK, Niemi PT et al. T1ρ-dispersion profile of rat tissues in vitro at

very low locking fields. Magnetic Resonance imaging 24:295-309 (2006).

[40] Peter K, Arai AE. Imaging sequences for first pass perfusion- a review. Journal

of Cardiovascular Magnetic Resonance 9:525-537 (2007).

[41] T2-relaksaatio, http://radiopaedia.org/articles/t2-relaxation, (31.7.2015).

[42] Liimatainen T, Mangia S et al. Relaxation dispersion in MRI induced by ficti-

tious magnetic fields. Journal of Magnetic Resonance 209:269-276 (2011).

[43] Liimatainen T, Hakkarainen H et al. MRI contrasts in high rank rotating fra-

mes. Magnetic Resonance imaging 73:254-262 (2015).

[44] Nienstedt W, Hänninen O et al. Ihmisen fysiologia ja anatomia, 15th edition,

(2004).

60

[45] Sydänlihasinfarkti, http://www.terveyskirjasto.fi/terveyskirjasto/tk.koti?p_artik-

keli=dlk00086, (7.8.2015).

[46] Iskeeminen sydänsairaus, http://www.terveysportti.fi/terveyskirjasto/tk.koti?p?-

_artikkeli=ltt01398&p_ylataso=&p_osio=&p_haku=iskeeminen%20syd-

%E4nsairaus, (7.8.2015).

[47] Sydämen osat, http://oppiminen.yle.fi/ihminen/elimet/sydamen-osat-

toiminta, (7.8.2015).

[48] Wheaton AJ, Borthakur A et al. Method for reduced SAR T1ρ-weighted MRI.

Magnetic Resonance in Medicine 51:1096–1102 (2004).

[49] Witschey WRT, Pilla JJ et al. Rotating frame spin lattice relaxation in a swine

model of chronic, left ventricular myocardial infarction. Magnetic Resonance in

Medicine 64:1454–1461 (2010).

[50] Schneider JE, Hulbert KJ et al. Long-term stability of cardiac function in

normal and chronically failing mouse hearts in a vertical-bore MR system.

European Society for Magnetic Resonance in Medicine and Biology 17:162–169

(2004).

61